Biomecanica Del Hueso, Aplicacion Al Tratamiento de Fracturas

Biomecnica del hueso.Aplicacin al tratamiento de las fracturas

P. MeyrueisA. CazenaveR. Zimmermann Resumen. El hueso es un material anistropo y viscoelstico. Se forma y se reabsorbe

segn las tensiones mecnicas que sufre (ley de Wolff). Su resistencia vara en funcin de ladireccin en la que se aplica la carga. El hueso es ms frgil ante la tensin que ante lacompresin. In vivo, la actividad muscular modica las fuerzas que soportan los huesos.Diversos factores mecnicos inuyen en la consolidacin sea y la cuestin ms importantees elegir entre una jacin estable o una inestable. La osteosntesis es esttica si su rigidezno cambia durante la fase de consolidacin. Si el foco de fractura es abierto, la osteosntesisesttica debe ser estable. La osteosntesis es dinmica cuando se hace variar su rigidezdurante la consolidacin, para mejorar la formacin del callo o para reducir el riesgo defractura iterativa (clavo y jador externo). La osteosntesis dinmica puede serrelativamente inestable durante 5 o 6 semanas para favorecer el callo peristico yposteriormente estable hasta que nalice la consolidacin. An no se conoce con certezacul es el grado de inestabilidad que favorece la consolidacin durante las primerassemanas, aunque la experiencia demuestra que debe mantenerse una inestabilidadmoderada. 2004 Elsevier SAS, Pars. Todos los derechos reservados.

Palabras clave: Hueso; Biomecnica; Consolidacin; Osteosntesis esttica; Osteosntesisdinmica; Osteosntesis estable

Introduccin

Las fracturas se pueden tratar siguiendo los principios deciertas escuelas de renombre. Sin embargo, el cirujano debeestar abierto a las nuevas ideas aunque sin sucumbir antemodas pasajeras. Para ello, debe basarse en las nocionesfundamentales referidas a la consolidacin sea y sus basesmecnicas.

En otro artculo de este tratado se han expuesto losconceptos esenciales sobre la consolidacin sea.

Este trabajo, continuacin del anterior, se centra en lascaractersticas mecnicas del hueso y en la biomecnica dela consolidacin. Los autores esperan que le sirvan al lectorcomo gua a la hora de elegir la mejor opcin teraputica.

Biomecnica sea

CARACTERSTICAS MECNICASDE LOS MATERIALES

Es indispensable hacer una resea breve de las nocionesbsicas antes de considerar las propiedades mecnicas delhueso, un tejido vivo de estructura compleja, y las de losimplantes utilizados para la osteosntesis de las fracturas.

Deniciones

Fuerza

Una fuerza es una accin o una inuencia, como unatraccin o una presin, que aplicada a un cuerpo libre tiendea acelerarlo o deformarlo (fuerza = masa aceleracin). Sedene por su punto de aplicacin, direccin e intensidad.Un newton es una fuerza que, al ser aplicada a una masa de1 kg, le conere una aceleracin de 1 m por segundo alcuadrado.

Tensin

Se puede denir la tensin (estrs o esfuerzo) como laresistencia interna a la deformacin o la fuerza interna quese produce en un material por la aplicacin de una cargaexterior.Tensin = carga/supercie de aplicacin de la carga.

P. Meyrueis (Ancien professeur du Service de Sant des Armes, chirurgien des Hpitaux)Adresse e-mail: [email protected] rue de Metz, 83200 Toulon, France.A. Cazenave (Ancien chirurgien des Hpitaux des Armes)Institut Calot, 1 rue du Docteur-Calot, 62600 Berck-sur-Mer, France.R. Zimmermann (Ancien chirurgien des Hpitaux des Armes)64 rue de Metz, 83200 Toulon, France.

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30

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Segn el sistema internacional, las tensiones se expresan ennewtons por metro cuadrado (1 N/m2 = 1 Pa), a veces enN/mm2 (1 N/mm2 = 1 megapascal o MPa). No obstante,son muy numerosas las publicaciones que expresan todavalas tensiones en kilogramos-fuerza por milmetro cuadrado(kgf/mm2). 1 kgf/mm2 = 9,81 MPa, es decir, en la prctica,10 MPa.Gran parte de las medidas concernientes a los huesos se hanefectuado utilizando los kgf/mm2; en este artculo, seconservan estas unidades. Para obtener los resultados enMPa basta con multiplicar por 10 las cifras indicadas.Las fuerzas y las tensiones se pueden clasicar en: tensin(traccin), compresin, exin, torsin y cizallamiento(Fig. 1).La tensin o traccin tiende a estirar el material y aestrecharlo. Por el contrario, la compresin lo acorta yensancha. Ambas actan perpendicularmente a la superciedel material.El cizallamiento (shear stress) acta paralelamente a estasupercie.La torsin provoca en el material tensiones perpendicularesal eje neutro de la estructura.

Deformacin relativaLa deformacin relativa (denominada strain por losanglosajones) es la deformacin de un material que seproduce por la aplicacin de una fuerza o de una carga.Existen dos tipos de deformaciones relativas:

las deformaciones por tensin o compresin que casisiempre se expresan como porcentaje de la longitud inicial(DL/L) o en centmetros por centmetro (Fig. 2); las deformaciones por cizallamiento, que representan elporcentaje de deformacin angular del material y seexpresan en radianes (Fig. 3).

Ensayos de traccin. Mdulo de YoungEl mtodo ms empleado para determinar las caractersticasmecnicas bsicas de un material consiste en realizar unensayo de resistencia a la traccin que se ajuste a la normaISO 6892.

Se talla un cilindro, con forma y dimensionesestandarizadas, tallada a partir del material que se va aestudiar. A lo largo de una generatriz de la parte cilndrica,se hacen dos marcas separadas por una longitud L.El ensayo consiste en registrar mediante una mquina detraccin la evolucin DL de la distancia entre estas dosmarcas en funcin de la fuerza F, aplicada paralelamente aleje en cada extremo del cilindro (Fig. 2).La curva obtenida (fuerza/alargamiento) depende delmaterial y tambin de las dimensiones del cilindro. Paraobtener una curva independiente de las dimensiones delcilindro, se relaciona normalmente la fuerza F con la seccininicial S del cilindro. Entonces se denomina tensin (stress)nominal de traccin (a = F/S), que se expresa en MPa o enkgf/mm2.Del mismo modo, el alargamiento DL se relaciona con lalongitud inicial L para dar la deformacin (strain) linealDL/L, que se expresa en porcentaje.De esta manera, se obtiene la curva tensin-deformacincaracterstica del material.Si se examina un ejemplo de la curva tensin-deformacin(Fig. 4), se observan tres zonas distintas.

Zona de elasticidad (parte OA de la curva)

Esta parte de la curva es similar a un segmento de una recta,es decir, la deformacin es proporcional a la tensin ejercidasobre el cilindro o sobre el implante. Es la ley de Hooke(1676).

1 2 3

4 5 6

Figura 1 Diferentes tipos de cargas y fuerzas. 1. Tensin; 2. compre-sin; 3. exin; 4. cizallamiento; 5. torsin; 6. carga combinada: torsin-compresin.

Lo

F

Lo + L

Figura 2 Principio de la prueba de resistencia a la traccin.

L

TT

Figura 3 Ensayo de torsin: j / L = T / GJ. El ngulo de torsin f es in-versamente proporcional a la rigidez de torsin GJ. La rigidez de torsin de-pende del mdulo de cizallamiento del material (G) y de un parmetro geom-trico, el momento polar de inercia (J). T: fuerza de torsin.

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2

La relacin E = tensin/deformacin es una constantedenominada mdulo de elasticidad de traccin o mdulode Young.Se expresa en MPa o en kgf/mm2 y es la expresin de lapendiente de esta parte de la curva.La elongacin (A) es proporcional a la fuerza (F) que laprovoca e inversamente proporcional al mdulo deelasticidad (E): A = F/E.El mdulo de Young es tanto mayor cuanto ms rgido seael material.Cuando se aplica a un implante una tensin inferior a sA(que es el lmite elstico o yield stress del material), lasupresin de esta tensin permite que el implante recuperesus dimensiones iniciales (la descarga se efectaevidentemente por el mismo camino que la carga, es decir,siguiendo la parte OA de la curva). La deformacin eselstica.eA es la deformacin producida por sA; es la mayordeformacin elstica del material (yield strain).

Zona de deformacin plstica (parte AB de la curva)

A partir del punto A, la pendiente de la curva disminuyehasta anularse; un leve aumento de la tensin aplicadacorresponde a un gran incremento de la deformacin.Adems, esta deformacin ya no es totalmente reversible. Sipara un grado de tensin sD se reduce lentamente la carga,se produce una descarga a lo largo de DD, prcticamenteparalela a OA. Cuando la tensin se lleva a cero, persisteuna deformacin residual eD (se habla entonces dedeformacin plstica). Es lo que suele hacer el cirujano almodelar una placa de osteosntesis. Es lo que ocurretambin con la incurvacin de uno de los huesos delantebrazo en los nios cuando el otro se ha fracturado.Si se aplica una nueva carga a partir del punto D, seconstata una evolucin elstica a lo largo de DD y despusuna evolucin plstica a lo largo de DB. El lmite elsticodel material es en ese momento sD (superior a sA); porconsiguiente, las propiedades del material se hanmodicado. Se dice que el material ha sufrido unendurecimiento por deformacin (strain hardening).Por tanto, el endurecimiento por deformacin de un metal ouna aleacin consiste en trabajarlo bajo esfuerzos superioresa su lmite de elasticidad, con la intencin de transformarloen otro cuerpo con mayor lmite de elasticidad, pero con undominio plstico reducido.El endurecimiento por deformacin se puede obtener enmetalurgia mediante forjado, estiramiento o laminado enfro. Este metal endurecido por deformacin recupera sus

cualidades iniciales mediante el recalentamiento atemperaturas elevadas: es el fenmeno del recocido. Conbastante frecuencia, en la fabricacin de un implante queconlleve endurecimientos locales por deformacin, se suelehacer el recocido para devolverle sus propiedades iniciales.

Zona de ruptura (parte BC de la curva)

A partir del punto B, la pendiente de la curva se hacenegativa. La ruptura se produce con la tensin sC.sC se denomina tensin de ruptura (ultimate stress o fracturestress) del material.eC es la deformacin producida por sC. Es la deformacincon la que se produce la ruptura (ultimate strain).sB se denomina resistencia a la traccin (tensile strength). Esla tensin nominal mxima del material. Este valor es el quegeneralmente caracteriza la resistencia de un metal. En losmetales utilizados en ortopedia, es muy similar a la tensinde ruptura sC.Un material es frgil si se rompe rpidamente despus dealcanzar su lmite elstico. Su plasticidad es reducida o nula.Es el caso del titanio.La ductilidad o maleabilidad caracteriza un material aptopara deformarse en la zona de plasticidad, como el cobre.

Ensayos de exin

Existen diferentes tcnicas de pruebas de exin. Varan enfuncin del modo de apoyo (encaje o apoyo simple delnmero de apoyos) (exin en tres puntos [Fig. 5] o encuatro puntos [Fig. 6]) y del modo de carga. Los cilindrosdeben ser largos y en ese caso se les denomina vigas. No sedarn detalles sobre la teora de las vigas, slo se indicarnalgunas nociones esenciales: sometiendo una viga (tambinel hueso, un implante o el conjunto hueso-implante) apruebas de exin, se provoca su deformacin. Su carasuperior se hace ms corta que la inferior. La cara superiorest en compresin y la inferior en exin. De hecho, la vigaest sometida a un gradiente lineal de tensiones que van dela compresin a la exin. Por tanto, hay una zona de la

1 2 3

A

DB

C

D'O

Deformacion (%)

Tension(kg/mm2)

AD B C

BDC

A

Figura 4 Curva tensin-deformacin de un material. 1. Zona de elasti-cidad; 2. zona de deformacin plstica; 3. zona de ruptura.

Compresion

F

Traccion

1

Figura 5 Ensayo de exin en tres puntos.

Aparato locomotor Biomecnica del hueso. Aplicacin al tratamiento de las fracturas E 14-630

3

viga en la que las tensiones son nulas. Esta zonacorresponde a un plano de simetra horizontal denominadoplano neutro de la viga.

Ensayos de torsin

Un cilindro sufre una tensin de torsin cuando susextremos estn sometidos a un par (fuerzas paralelas quetrabajan en direcciones opuestas) cuyo plano esperpendicular al eje del cilindro. Las tensiones de torsin semaniestan en espirales continuas a lo largo del objeto.Si se aplica un par de torsin (Fig. 3) a los extremos de laviga, se observa en la curva (curva aplicada/ngulo detorsin) un comportamiento idntico al obtenido durante elensayo de traccin. La curva presenta una parte linealelstica y despus una zona plstica no lineal hasta laruptura.En la traccin, para una seccin circular del cilindro, latensin en sta es inversamente proporcional al cuadradodel dimetro. En cambio, en la torsin, es inversamenteproporcional al cubo de este dimetro.Para un cilindro hueco y para una misma seccin, estecilindro se tensa tanto menos en torsin cuanto mayor seael dimetro exterior.

Ensayos de fatiga

Un material puede romperse bajo una tensin inferior a sulmite elstico si est sometido a tensiones cclicas: es elfenmeno de fatiga.Uno de los ensayos que ms se utilizan para determinar elcomportamiento ante la fatiga de un material consiste ensometer un cilindro a un ensayo de torsin alterna y exinrotativa. Para que las bras del material se compriman y setensen sucesivamente, un extremo del cilindro es sometidoa una rotacin cclica mientras que en el otro extremo seaplica una carga. Al conocer la carga, se puede saber elnmero de ciclos con los que se produce la ruptura delcilindro. La curva (carga/nmero de ciclos en la ruptura) sedenomina curva de Woehler.Examinando un ejemplo de la curva de Woehler (Fig. 7) seconstata por lo general que:

el nmero de ciclos que soporta un material antes de laruptura disminuye cuando aumenta la carga aplicada;

para cualquier nmero de ciclos, la ruptura no se producesi no se alcanza un determinado valor de carga.

Este valor de la carga es el denominado lmite de fatiga olmite de resistencia. Para las aleaciones que se suelenutilizar en ortopedia, oscila alrededor del 50% de la cargade ruptura.El material, si es sometido a una carga superior al lmite defatiga, se rompe inevitablemente despus de cierto nmerode ciclos. No se rompe si est sometido a una carga inferioral lmite de fatiga.La resistencia de un implante aumenta con la tasa deendurecimiento por deformacin. Un implante endurecidopor deformacin, muy plstico, tiene un lmite de fatigabajo.Teniendo en cuenta las cargas que soportan, una placa deosteosntesis o un clavo centromedular estn por debajo dellmite de fatiga cuando la fractura est consolidada. En estascondiciones, no se rompen. Por el contrario, se rompennecesariamente con un nmero de ciclos predeterminado sila fractura no se consolida ya que el implante trabaja porencima de su lmite de fatiga.Habitualmente, se calcula que el nmero de ciclos detensiones que soporta un implante del miembro inferior en1 ao ronda los 2 millones.Los lectores interesados encontrarn ms detalles sobre lascaractersticas mecnicas de los materiales utilizados para lafabricacin de implantes destinados a la osteosntesis en otroartculo [42].

CARACTERSTICAS MECNICAS DEL HUESO

El conocimiento de las caractersticas mecnicas del huesoes indispensable para comprender el mecanismo de lasfracturas y para elegir las tcnicas teraputicas.En 1866, durante una reunin de naturalistas, Herman vonMeyer present una seccin frontal del extremo superior delfmur [59]. Entre los asistentes se encontraba Culmann,ingeniero y matemtico de renombre, a quien asombr ladisposicin trabecular ordenada del hueso. Este extremoseo tena las mismas caractersticas que una gra de tipoFairbain, cuyas lneas de tensin mximas se conocan. Estaslneas correspondan al sistema trabecular seo. Culmannpropuso a los bilogos una ley que se deba conrmar: elesqueleto se conforma de manera que pueda soportar elmximo de carga con el mnimo material [25].La idea fue aceptada y en 1870, Wolff [64] enunci su famosaley segn la cual el hueso se forma en funcin de lastensiones a las que est sometido.

Mtodos de estudio

No fue hasta despus de la segunda guerra mundial cuandolas caractersticas mecnicas de los huesos fueron objeto denuevos estudios.

P

e

L

P

a a

l/2 l/2

=

P a (312 - 4a2)

E = P a (312 - 4a2)

E 24

24

Figura 6 Ensayo de exin en cuatro puntos. La exin & #948; es in-versamente proporcional a la rigidez de exin EI. La rigidez de exin de-pende del mdulo de elasticidad (E) del material y del momento de inercia (I)que, a su vez, depende de las dimensiones del cilindro rectangular. EI: rigi-dez de exin; E: mdulo de elasticidad del material de la viga; I = Le3 / 12.

Carga(kg/mm2)

Limite defatiga

Numero de ciclos hasta la ruptura

Figura 7 Curva de Woehler.


4

Se han utilizado diferentes tcnicas:

pruebas mecnicas como las que se han enumerado;

tcnica de los barnices frgiles por observacin de lasdeformaciones del revestimiento de un hueso cuando se leaplican cargas;

transductores de tensiones;

fotoelasticidad: tcnica que utiliza las modicaciones dela difraccin de la luz en ciertos plsticos en funcin de lastensiones a las que son sometidos. Esta tcnica, que hanutilizado diferentes autores en numerosas ocasiones, todavatiene inters didctico;

modelos matemticos complejos;

ms recientemente, anlisis por elementos nitos quepermite prever las tensiones en una estructura compleja.Rohlmann et al [55] han demostrado que esta tcnica puededar informacin sobre datos simples, como la distribucinde las tensiones producidas por la aplicacin de una fuerzaaislada. Sin embargo, es muy aproximativa en condicionessiolgicas, en particular desde el punto de vistacuantitativo;

tcnicas de microscopia acstica, muy precisas paradenir las diferentes constantes elsticas del hueso en losdistintos planos del espacio.

Resultados

Estas investigaciones han permitido llegar a conclusionescasi idnticas, que se pueden resumir del siguiente modo.

Material compuesto

El hueso es un material compuesto de dos fases, la matriz,formada esencialmente por colgeno, y el hueso mineral.El colgeno no tiene ninguna resistencia a la compresin,pero s tiene gran resistencia a la traccin. Para Zioupos yCurrey [68], la disminucin de las propiedades mecnicas delhueso con la edad se debe a modicaciones del colgeno.La parte mineral resiste ms la compresin que la traccin.El hueso debe su resistencia a la traccin al componentecolgeno y su resistencia a la compresin al componentemineral. La disposicin de los cristales de apatita enunidades pequeas protege al hueso de la propagacin delas suras.La rigidez del hueso aumenta proporcionalmente al gradode mineralizacin. A lo largo de la evolucin, se haadaptado a las tensiones. Los huesecillos del odo medio,cuya funcin es propagar los sonidos, estn muymineralizados.La forma y la estructura tubular del hueso no son uncapricho de la naturaleza. Su arquitectura en anillo seadapta perfectamente a la resistencia a las tensiones. Paraconvencerse, basta con tomar una hoja de papel: hace faltamuy poco esfuerzo para plegarla. Por el contrario, alenrollarla en forma de tubo es ms difcil doblarla. La formacilndrica es la que, para una cantidad dada de materia,proporciona la mayor resistencia.

Resultados de las pruebas

Las caractersticas mecnicas de los huesos que hanmostrado las pruebas varan en funcin de muchosparmetros, como el modo de conservacin, la humedad, laorientacin de la muestra. La desecacin aumenta la rigidez(tenacidad) del hueso. El hueso muerto es ms resistenteque el hueso vivo [58], pero ms frgil.

Resistencia a la traccinEl hueso es elstico y sigue la ley de Hooke. Se estiraproporcionalmente a la tensin de traccin a la que estsometido. Desde 1847, Wertheim evalu el mdulo deelasticidad (mdulo de Young) del hueso fresco entre 1.819 y2.638 kgf/mm2. En 1876, Rauber [51] calcul que oscilabaentre 1.982 y 2.099 kgf/mm2. Hasta una poca muy reciente,se ha considerado que el mdulo de elasticidad del huesocortical era de unos 2.000 kgf/mm2 (20.000 MPa) y el delhueso esponjoso de 650 kgf/mm2 (6.500 MPa). Como se verms adelante, esto es mucho ms complejo; el mdulo deYoung vara mucho de un punto de la cortical a otro.En 1967, Boneld y Li [10] descubrieron que el hueso de bueytena un mdulo de elasticidad extremadamente bajo, de 3MPa (0,3 kgf/mm2). Este nivel se supera permanentementeen las actividades diarias. Ms all de este lmite, el huesotiene un comportamiento anelstico y su deformacin tardaen desaparecer una decena de minutos.En 1978, Boneld continu estos experimentos conOConnor [9]. Encontraron un mdulo de elasticidad muybajo, de 8 a 12 MPa (0,8 a 1,2 kgf/mm2) (Fig. 8):

para tensiones muy bajas, por debajo del lmite elstico,el hueso tiene un comportamiento elstico lineal clsico(curva A);

cuando se supera el lmite elstico, las curvas de carga ydescarga slo coinciden en los niveles de tensin mxima ymnima. La curva (B) tiene el aspecto de un ciclo dehistresis cerrado. Uno de los autores ya haba sealado esteaspecto en 1976 [67];

para tensiones elevadas, las curvas de carga y descargano coinciden en forma de una ausencia de tensin durantela descarga. Dejan que persista una deformacin residual yun aspecto de ciclo de histresis abierto (curva C). Ladeformacin no elstica desaparece lentamente despus dela descarga, siempre que se espere suciente tiempo (hasta40 minutos).Los huesos de los nios tienen un mdulo ms bajo que loshuesos de los adultos y absorben ms energa antes defracturarse [16]. En los nios, existe una gran zona dedeformacin no elstica.El mdulo de elasticidad vara con el grado demineralizacin del hueso.La tensin de ruptura del hueso cortical se acerca mucho asu lmite elstico. Segn Rauber [51], esta tensin de rupturaoscila entre 9,25 y 12,41 kgf/mm2.

A B C

Deformaciones

Tens

ione

s

Figura 8 Los tres tipos de ciclos de carga-descarga de los huesos (segnBoneld y OConnor). A: fase elstica; B: ciclo de histresis cerrado; C: ciclode histresis inicialmente abierto y que se cierra con el tiempo para una ten-sin 0.


5

Para Marique [33], la del fmur es de 12,5 kgf/mm2. Evans [19]seala que oscila, en promedio, entre 6,35 y 10,57 kgf/mm2.Por tanto, la tensin de ruptura del hueso cortical rondaclsicamente los 10 kgf/mm2. Aumenta en el hueso seco.En 1967, Comtet et al [15] constataron en radios frescos unaresistencia a la traccin de 20 kgf/mm2.En comparacin, la del acero es de unos 100 kgf/mm2; ladel cobre de 13, la del roble de 10, la del pino de 6 y la delhormign de 2. Por consiguiente, la resistencia a la traccindel hueso es superior a la de la madera y el hormign.La resistencia a la traccin (P) de un hueso entero se obtienemediante esta simple frmula: P = SK (S es la supercie deseccin del hueso y K la tensin de ruptura del hueso bajotraccin).De este modo, es fcil calcular la carga de ruptura del huesoo del esqueleto, que es de 1.500 kg para el hmero y de2.300 kg para el fmur. Sin embargo, como destacan Comtetet al [15], sera falso creer que esto representa la autnticaresistencia a la traccin de estos huesos. La lnea ideal quepasa por el centro de gravedad de las secciones no esrectilnea y el hueso tiene que soportar no slo tensiones detraccin sino tambin tensiones de exin. Por tanto, seobtiene la ruptura para una carga muy inferior al valor antescalculado. Bursteinet al [12] han medido, en una serie defmures, una deformacin sea del 4,6% ( 1,2%) en elmomento de la ruptura.Los estudios micromecnicos realizados por Ascenzi yBonucci [2] en osteonas aisladas de hueso cortical handemostrado que la curva tensin-deformacin en lasosteonas depende fuertemente de la orientacin de los hacesde bras de colgeno. Resistencia a la compresinCuando se aplican dos fuerzas sobre un cuerpo en sentidosopuestos, dirigidas una hacia la otra, el cuerpo estsometido a compresin. Se hace ms corto y ms ancho ytermina por aplastarse.La frmula aplicable es la misma que la utilizada para laresistencia a la traccin, es decir, P = SK pero, en estaocasin, K es la carga de ruptura en compresin, diferente ala carga de ruptura en traccin. La tensin de resistencia ala compresin del hueso cortical vara, segn los autores,entre 12,56 y 25 kgf/mm2, es decir, dos veces mayor que lade la madera. Considrese una media de 15 kgf/mm2: lacarga de ruptura en compresin del hmero es de 2.200 kg,la del fmur de 3.450 kg, con las mismas reservasenunciadas para la ruptura en traccin. Por consiguiente, elhueso resiste mejor la compresin que la traccin.El hueso esponjoso tiene una resistencia a la compresinmucho menor. Es de 1 kgf/mm2 en los cndilos femorales yde 2 a 3 kgf/mm2 en ciertas zonas de la extremidad superiordel fmur. En conjunto, el hueso esponjoso es diez vecesmenos resistente a la compresin que el hueso cortical [61].Por tanto, en su seno se producen las fracturas por

compresin. Esta resistencia disminuye todava ms con laedad. El papel principal del hueso esponjoso parece ser laamortiguacin de las tensiones. La artrosis podra deberse auna disminucin de su elasticidad.En 1972, Bursteinet al [12] demostraron que el hueso tiene uncomportamiento plstico bajo traccin pero no bajocompresin. Para estos autores, la presencia de una zona dedeformacin plstica en tensin es comparable a la que seobserva con los polmeros y corresponde a la creacin devacos. Para otros autores, se debe a la formacin demicrofracturas en la cortical. Bajo compresin, la curva semantiene lineal, es decir, el hueso se rompe bruscamente,sin deformacin plstica (Fig. 9). Resistencia al cizallamientoEl cizallamiento se produce cuando un grupo de fuerzastiende a hacer que una parte del cuerpo sobre la que seaplican se deslice sobre la parte prxima.La resistencia al cizallamiento vara, segn los autores, de7 a 11 kgf/mm2 en el caso del hueso cortical y de 0,10 a0,5 kgf/mm2 en el caso del hueso esponjoso. En general, elhueso cortical es 20 veces ms resistente al cizallamiento queel hueso esponjoso. Resistencia a la exinLa resistencia a la exin del hueso cortical oscila entre 10 y20 kgf/mm2. Aumenta con el momento de inercia del hueso.ste aumenta con la distancia que separa la masa sea deleje neutro. Esto explica el ensanchamiento del conductovertebral de los ancianos, que da una resistencia equivalentecon menos masa sea. Tambin explica los hechos queconstat Blaimont [8] cuando midi la microdureza de lasdisis, que disminuye desde el endostio hacia el periostio.La parte ms dura es lgicamente la ms alejada del ejeneutro (Fig. 10).Por consiguiente, el hueso no es homogneo y suheterogeneidad est organizada. Resistencia a la torsinPara Rauber [51], la resistencia a la torsin del hueso oscilaentre 4 y 9,3 kgf/mm2, con una media de 7 kgf/mm2 en loscilindros. Comtet [15] slo encontr una resistencia de 5 a 6kgf/mm2 en el hueso entero y atribuy esta diferencia amicrodefectos de supercie que existen en el hueso. Bajotorsin, la ruptura se produce segn una hlice, conforme ala teora que indica que una solicitacin de torsin equivalea una traccin y a una compresin que se ejercen a 45. Lafrmula de las tensiones de torsin que se han mencionadoa propsito de los materiales muestra que cuanto ms largoes el hueso menos resiste la torsin. Esto explica que lasfracturas espirales se produzcan en los huesos ms largos.Cuanto mayor sea el dimetro del hueso, menos vulnerableser. Si el brazo de palanca es largo, como un hmerotorcido por medio del antebrazo, la fuerza necesaria pararomper el hueso es menor (fracturas durante los concursosde pulsos). El lugar de las fracturas por torsin nocoincide con la zona de aplicacin de la torsin.

Deformacion

Tens

ione

s

A Deformacion

Tens

ione

s

B

Figura 9 Curvas tensiones-deformacin del f-mur (segn Burstein et al).

A. Traccin.B. Compresin. Obsrvese la ausencia de faseplstica en compresin.


6

Anisotropa

El hueso, un material compuesto elstico, tiene muchas otrascaractersticas. En 1958, Evans [19] demostr que esanistropo, es decir, que no tiene las mismas propiedadesen todos los planos. Las resistencias a la traccin indicadasson las que se aplican segn el eje longitudinal del hueso.Esta resistencia es menor en sentido transversal u oblicuo(Fig. 11).La resistencia y la rigidez del hueso son mximas en lasdirecciones correspondientes a las mayores tensiones. En1975, Reilly y Burstein [52] presentaron el primer estudiosistemtico sobre la anisotropa del hueso. Demostraron queel mdulo de elasticidad longitudinal era, en promedio, un50% ms elevado que el mdulo transversal. Konirsch [26]demostr, mediante extensmetros elctricos de granamplicacin, que el mdulo de elasticidad varaenormemente segn la cara del hueso y segn el estudio:bajo traccin longitudinal, compresin o exin. Disminuyedel endostio al periostio, lo que tiende a igualar lastensiones intraseas (Fig. 12):

cerca del endostio: 2.600 kgf/mm2 (26.000 MPa);

bajo el periostio: 1.400 kgf/mm2 (14.000 MPa).Dado que el hueso es ms resistente a la compresin que ala traccin, durante la osteosntesis se debe reforzar

preferentemente la cara sometida a tensiones de traccin.Afortunadamente, los metales utilizados como implantes enla osteosntesis poseen buena resistencia a la traccin.

Viscoelasticidad

El hueso vivo es viscoelstico. Sus propiedades mecnicasvaran con la velocidad de aplicacin de la carga. Pierde enparte esta propiedad en estado seco. Gracias a estacaracterstica, resiste mejor los esfuerzos rpidos que loslentos. La viscoelasticidad del hueso le permite adaptarsemejor a las tensiones [58]:

si se aplica una carga sobre un hueso, ste se deforma alinstante; si se mantiene la carga, el hueso siguedeformndose durante 55 das;

tras 55 das, la deformacin alcanza el 153% de la obtenidatras los 2 primeros minutos.El ajuste de un tornillo ilustra bien esta viscoelasticidad.Despus de haberlo apretado a fondo, siempre es posibledar un cuarto de vuelta o media vuelta transcurridosalgunos minutos.

Otras propiedades

Como tejido vivo, el hueso tiene otras dos propiedadesconsiderables que lo distinguen de otros materiales:

en respuesta a las demandas funcionales, puede cambiarsus propiedades mecnicas locales y adaptarlas a lastensiones. Existe una ventana de tensiones admisibles; siel hueso est sometido a un exceso de tensin, se adaptaaumentando de volumen y modicando su textura. Si lastensiones se hacen excesivas, se necrosa o se fractura(fracturas por fatiga). Por el contrario, si est sometido a ungrado de tensin insuciente, se adelgaza y se hace msfrgil. Es el fenmeno del stress-shielding que se observacon prtesis macizas muy rgidas perfecta y directamentejadas al hueso. Este fenmeno tambin es preocupante enlas misiones espaciales de larga duracin;

el hueso tiene la notable capacidad de repararse a smismo.Estas propiedades son el resultado de la accin combinadade procesos biolgicos y mecnicos complejos.

a

bc d e f g

hi

jC. T.N

l = 1,2510-3 mm/mml

l = 0,710-3 mm/mm

Figura 10 Variaciones de la microdureza (segn Blaimont). Deforma-ciones para P = 100 kg. La dureza disminuye casi linealmente desde el en-dostio al periostio.

Deformacion

Ten

sion

es

L

30

60

T

Figura 11 Anisotropa del hueso. Pruebas de traccin en cuatro direc-ciones sobre el hueso cortical femoral: traccin longitudinal (L), a 30 del ejedel hueso, a 60, y traccin transversal (T) (segn Frankel y Burstein).

B

Deformaciones

Tensiones

A

A

N

A

N

A

NA

N

Figura 12 El mdulo de elasticidad de la cortical disminuye desde el en-dostio hacia el periostio. Las zonas seas ms deformadas son tambin las msdeformables y las tensiones intraseas tienden hacia el igualamiento. La elas-ticidad sea se adapta a las solicitaciones (segn Blaimont).

A. E constante.B. E variable.


7

Ms adelante se ver, a propsito del fmur y del radio, queel hueso es mucho menos resistente que lo que indican losclculos matemticos y de lo que permiten suponer losensayos en traccin en cilindros aislados.Las mediciones de Burstein han demostrado que, con laedad, se produce una disminucin de la deformacinmxima antes de la ruptura, alcanzando el 5% cada 10 aosen el fmur y el 7% cada 10 aos en la tibia.

TENSIONES QUE SOPORTAN LOS HUESOS

Los conocimientos en este campo son recientes y siguensiendo limitados. En la actividad diaria, sobre los huesos seaplica un conjunto complejo de fuerzas que provocadeformaciones microscpicas. Estas deformacionesdependen de la intensidad de las tensiones, de la geometradel hueso (su longitud, sus curvas, su dimetro) y de suspropiedades mecnicas.En los seres humanos, el centro de gravedad del cuerpo estsituado delante de la segunda vrtebra sacra. La posicinlateralizada de los miembros inferiores en relacin con elcentro de gravedad produce fuerzas adicionales asimtricasque se aaden al peso del cuerpo. De este modo, elesqueleto de los miembros inferiores est sometido a unacompresin asimtrica. Es el producto de tensiones deexin que son de tensin en el lado convexo y decompresin en el lado cncavo.La forma de los huesos est adaptada a la disminucin delas tensiones de exin. Los huesos son curvos, de talmanera que estn en el eje de la resultante de las fuerzasque actan sobre ellos. Esta curvatura aumenta las tensionesde compresin que son las que mejor se toleran y reduce lastensiones de exin.El trabajo de Lanyon y Baggott [28] con transductores detensiones en el radio de cordero demostr que la aplicacinde una carga axial a este hueso curvo produce tensioneslongitudinales y tambin de exin, debido a la posicinexcntrica de la carga. Por ello, existen tensiones decompresin en el lado cncavo y deformaciones de tensinen el lado convexo (Fig. 13). Las tensiones de compresinson dos veces ms intensas que las deformaciones detensin. Con el clculo terico basado en la carga de unaviga cargada excntricamente se obtenan cifrascomparables. La patologa de los trastornos estticos slo sepuede comprender bien si se tiene en cuenta la distribucinde las tensiones en el hueso. En 1968, Blaimont [7, 8]comenzaba uno de sus artculos de este modo: Elconocimiento de las tensiones seas y de su distribucin esun elemento prcticamente ignorado en la siologa delsistema de sostn. Sin embargo, este conocimiento tienegran inters para la osteosntesis ya que permite unaadaptacin del material a las condiciones mecnicas que sele imponen.

Fmur

Sin duda alguna, es el hueso que mejor se ha estudiado.Desde Pauwells se sabe que la carga que se ejerce sobre lacabeza femoral es considerable. En apoyo unipodal, el pesodel cuerpo desplazado ejerce sobre la cabeza femoral unacarga de unos 300 kg, que puede aumentar en funcin delos esfuerzos y los movimientos (Fig. 14). Al subir escaleras,esta carga puede llegar a ser 5 veces el peso de la persona yal marchar rpidamente hasta 7,6 veces, ya que en este casolas fuerzas de aceleracin se suman a la carga esttica.Bergmannet al [5] retomaron la experiencia de Rydell [57] ypublicaron en 1990 sus resultados despus de colocar a dos

pacientes prtesis de cadera equipadas con transductores detensiones. En uno de los pacientes, las tensiones medidaseran del 370% del peso corporal al subir las escaleras, del416% al bajarlas y del 369% al andar en llano. En el otropaciente, que sufra una enfermedad neurolgica contrastornos de la marcha, estas tensiones fueronrespectivamente del 552%, 523% y 413%. Por consiguiente,las tensiones sobre el fmur por debajo del trocnter menorson muy elevadas.Blaimont et al [6, 7], despus de Comtet [15], llamaron laatencin sobre un aspecto misterioso y paradjico de laresistencia sea: el clculo de las tensiones proporcionavalores que se contradicen con los resultados de la medicinexperimental de la resistencia sea. Blaimont hizo unaprueba en un fmur que resisti una carga en la cabezafemoral de 900 kg, lo que corresponde a una fuerza detensin de la cortical externa bajo el trocnter mayor de22,5 kgf/mm2. Un cilindro extrado de la misma zona yprobado en tensin se fracturaba con una carga de8,5 kgf/mm2. El fmur debera haberse fracturado a estenivel con una carga en la cabeza femoral de 340 kg.

YA A

Compresion

Tension

X

YF I2

I1

Figura 13 Carga axial longitudinal de un hueso curvo. Produce tensio-nes de compresin longitudinales a las que se aaden tensiones de exin, de-bido a la excentricidad de la aplicacin de la carga. El resultado es la tensindel lado convexo y la compresin del lado cncavo (segn Lanyon y Baggo-tt [28]).

100 100

10

Z

h

D 110

D 10

Figura 14 Se puede comparar el fmur con un pescante, cuya carga ex-cntrica genera tensiones de traccin (Z) y de compresin (D). Si se aplicauna carga idntica en el eje mayor de una viga vertical de las mismas dimen-siones, producira en ella tensiones de compresin axial de menor intensidad(segn Pauwels en Blaimont [7]).


8

Comtet et al observaron la misma anomala: una disisradial sometida experimentalmente a un esfuerzo detraccin presenta una fractura cuando la carga alcanza unvalor que supone una tensin media de 23,5 kgf/mm2. Portanto, en el nivel donde se produce la ruptura, la resistenciaa la traccin en cilindros aislados no supera los 14 kgf/mm2.El hueso es mucho ms resistente que lo que permitensuponer el clculo matemtico y los ensayos de traccinsobre cilindros aislados. Esta paradoja puede explicarseporque las bases del clculo matemtico de las tensionessean errneas al aplicarse al hueso o bien porque las pruebasde resistencia a la traccin estn marcadas por el error.Blaimont ha demostrado que las dos explicaciones seasociaban para explicar la paradoja:

la dureza del hueso disminuye casi linealmente desde elendostio hacia el periostio. El mdulo de elasticidad esmucho ms elevado cerca del endostio que en la zonaperistica. La diferencia es importante: Comtet encontr enel radio un mdulo de 2.600 kgf/mm2 cerca del endostio yde 1.413 kgf/mm2 bajo el periostio. Si toda la seccin seapresentaba la misma dureza, las tensiones evolucionaransegn el modelo utilizado para el clculo matemtico de lastensiones. En la exin femoral, el periostio se deforma msque el endostio. Por tanto, las zonas deformadas son las msdeformables y le sigue una tendencia al igualamiento de lastensiones (Fig. 12);

Comtet ha demostrado que las pruebas de traccin sobrecilindros pueden estar afectadas por errores por defectosistemticos. Dan una idea demasiado pesimista de laresistencia sea.

Las causas de error pueden neutralizar o acumular susefectos y conducir a errores sobre la tensin de ruptura quellegan al 60%.

A partir de los trabajos realizados por Blaimont [7] en 1968,se ha conocido adecuadamente el reparto de las tensionesen el fmur. Cuando se pone en carga este hueso, la parteexterna sufre deformaciones por tensin (T) mientras quesu parte interna sufre deformaciones por compresin (C).Las dos zonas, T y C, se enroscan una alrededor de la otra,en espiral, de la parte superior a la inferior de la disis(Fig. 15). Por tanto, el fmur se exiona en toda suextensin. Las mayores deformaciones se observan en laparte alta del fmur y despus van disminuyendo hasta los20 cm. A partir de este nivel, las deformaciones porcompresin presentan una nueva elevacin, mientras que lasdeformaciones por traccin siguen bajando (Fig. 16). Lastensiones que soporta el fmur son importantes, inclusocuando la persona en decbito eleva simplemente elmiembro por encima del plano de la cama. Diehl [17] las haevaluado teniendo en cuenta el peso del miembro y delbrazo de palanca que corresponde a la distancia del centrode gravedad al foco de fractura. El momento de exin a laaltura de la regin subtrocantrea es de 440 cm/kg. En lasmismas condiciones, esta cifra cae hasta 10 cm/kg a nivelde la metsis distal de la tibia (Fig. 17).

Tibia

Los estudios de Lanyon et al [27] y los de Carter [13] handemostrado la complejidad de las tensiones que soporta lacara anteroexterna de la tibia durante la marcha y la carrera.Durante la marcha (Fig. 18), las tensiones se producen encompresin durante el apoyo del taln, en tensin durantela fase de apoyo plantar, despus nuevamente encompresin en el momento del apoyo en pulsin sobre elantepi y el dedo gordo. Las tensiones de cizallamiento

aparecen en la ltima parte del paso, lo que indica unarotacin externa de la tibia en ese momento. Durante lacarrera (Fig. 19), existen tensiones de compresin moderadasen el momento del apoyo del dedo gordo, seguidas pordeformaciones por tensin muy elevadas. Las tensiones decizallamiento son leves.

La cara posterior de la tibia est en tensin cuando el pie seapoya en forma horizontal.

N

N

T

P

C

M

Figura 15 Tensiones que soportael fmur (segn Blaimont). Bajo el efectode la carga P que se ejerce sobre la cabezafemoral, el fmur est sometido a tensio-nes de traccin T y a tensiones de com-presin C. Las dos zonas, T y C, giranuna alrededor de la otra, en espiral, de laparte superior a la parte inferior de ladisis. El fmur se exiona en toda sualtura.

0

5

10

15

20

25

T C

Figura 16 Variaciones diasarias de las deformaciones mximas. Lasmayores deformaciones se observan en la parte alta del fmur. En cada nivel,el valor mximo de la compresin (C) es mayor que el de la traccin (T) (se-gn Blaimont).


9

Debido a su forma tubular, la tibia resiste bien las tensionesde exin.

Teniendo en cuenta su mayor dimetro en la parte superiory, por consiguiente, su mayor momento de inercia a estenivel, resiste mejor las tensiones de torsin que la partedistal, cuyo pequeo dimetro se asocia a un momento deinercia menor. Las tensiones de cizallamiento en la partedistal de la tibia son dos veces mayores que las que seejercen en la parte proximal. Eso explica por qu lasfracturas en rotacin de la tibia se producen esencialmenteen la parte distal del hueso.

Como destaca Poitout [47], se puede considerar que la tibiaes, en un corte, como un prisma triangular. Si a unprisma triangular metlico se lo somete a compresin,pierde su altura y se ensancha; en el caso de la tibia, por elcontrario, sus caras se aproximan bajo el inujo de una cargacreciente. La inuencia de los msculos sobre sus carascontrarresta esta deformacin.

Peron

Tiene una curvatura invertida en relacin con la de la caraposterior de la tibia y desempea un papel fundamental enla transmisin de las tensiones de rotacin.La membrana intersea tiene una accin esencialmentemecnica.

Miembro superior

En las caras posteriores del hmero y de los dos huesos delantebrazo, se suelen producir las tensiones de traccin.

Resistencia global de los huesos

Yamada ha estudiado esta resistencia [66]. En el Cuadro 1 seresumen sus resultados.

Vigas compuestas hueso-msculo

Como destacaron Rabischong y Avril en 1965 [49], los huesosy los msculos se asocian aumentando la resistencia de unsegmento determinado a esfuerzos que a veces sonconsiderables. Juntos forman una viga compuesta muchoms resistente que los huesos aislados. Las vigascompuestas son la asociacin de dos materiales diferentesunidos solidariamente y que comparten las tensiones enfuncin de su mdulo de elasticidad y de su momento deinercia. Se considerar nuevamente el ejemplo deRabischong, es decir, las tensiones que se ejercen en los doshuesos del antebrazo cuando se coloca una carga de 20 kgen la mano. Si se considera que los exores del codo lomantienen exionado a 90 como los cables de una gra, lastensiones de traccin-compresin en los dos huesos delantebrazo son de 2,5 t, valor muy superior a la resistenciadel esqueleto. Por consiguiente, los msculos no actan

Cuadro 1. Resistencia global de los huesos enteros segn Yamada [66], publicada por Sedel [58].

Hueso Carga de rupturaen exin (kg)

Resistenciaa la rupturaen exin (kg/mm2)

Deexin (mm) Carga de rupturaen torsin (kg/cm)

Resistenciaa la rupturaen torsin (kg/m2)

ngulo antesde la ruptura (grados)

Fmur 250 19,3 11,1 1400 4,62 1,5Tibia 262 20,1 9 1000 4,43 3,4Peron 40 20,1 14,3 116 4,01 35,7Hmero 136 19,3 8,8 606 4,95 5,9Radio 53 21,3 9,3 208 4,55 15,4Cbito 64 21,3 9,4 190 4,48 15,2

10 kg150 kg

350 kg

440 kg

Figura 17 Momentos de exin (en cm/kg) producidos por la simpleelevacin del miembro superior por encima del plano de la cama (segnDiehl).

4

3

2

1

0

1

2

3

4

TensionCompresionCizallamiento (rotacion externa)

HS FFHO

HOTO

S

Ten

sion

es (

MN

/m2 )

Figura 18 Tensiones sobre la cortical anteroexterna de la tibia durantela marcha (1,4 m/seg). HS: apoyo del taln; FF: apoyo plantar; HO: levanta-miento del taln; TO: levantamiento del dedo gordo; S: desplazamiento delpie levantado.

12

10

8

6

4

2

0

2

4

oooooooooooo o

ooooo

oooooo

TensionCompresionCizallamiento (rotacion externa)Cizallamiento (rotacion interna)

TS TS-TO

Ten

sion

es (

MN

/m2 )

Figura 19 Ten-siones sobre la corticalanteroexterna de la ti-bia durante la carrera(2,2 m/seg). TS: apoyodel dedo gordo; TO: le-vantamiento del dedogordo.


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sobre las palancas esquelticas como los cables de una grasino que forman con ellas una viga compuesta. El msculoen contraccin modica sus dimensiones y su mdulo deYoung. Se aplica estrechamente sobre el esqueleto. La lneaneutra se desplaza. El plano seo pasa por detrs de ella ytrabaja en compresin. El clculo indica entonces unatensin que ya no es de 1,30 kgf/mm2, que el hueso puedesoportar perfectamente.Los msculos se comportan tambin como tirantes dejacin comparables a los que mantienen el mstil de unbarco. Al actuar as, aumentan las fuerzas de compresin enel hueso, lo que es favorable ya que se ha visto que el huesomuestra su mayor resistencia en compresin.

Biomecnica de las fracturasNo se trata en detalle esta cuestin, pues justicara unartculo aparte. Por tanto, se expondrn algunas nocionesgenerales.

CONTRACCIN MUSCULAR

Desempea un papel muy importante en la prevencin delas fracturas [59]. Este papel se puede ilustrar, por ejemplo,en el caso de la cada hacia delante al esquiar. La tibia delesquiador se apoya hacia delante sobre el borde de la botacon un efecto de exin. La cortical posterior de la tibia estsometida a tensiones de traccin muy elevadas que tienenmuchas posibilidades de producir una fractura.Afortunadamente, la contraccin reeja del trceps provocatensiones de compresin posteriores que neutralizan lastensiones de traccin, protegen la tibia y evitan la fractura.La contraccin muscular automtica en una cada protege elesqueleto. Por el contrario, en los ancianos, la rapidez de lareaccin muscular ya no es suciente. Los trastornos de lavista, el odo y el equilibrio son factores agravantes.

FRACTURAS POR FATIGA

Una fractura se puede producir si la tensin que soporta elhueso es superior a la resistencia mxima del hueso perotambin puede ocurrir tras aplicar repetidamente tensionesmucho ms bajas. Es el caso de las fracturas por fatiga, a lasque se dedica un artculo especco [32]. Tienen lugar despusde la aplicacin poco frecuente de tensiones elevadas o bientras la aplicacin muy frecuente de tensiones relativamentebajas. La frecuencia de solicitaciones tambin desempeauna funcin ya que el remodelamiento seo puede ser msrpido que el proceso de fractura espontnea y puedeevitarlo. La fatiga muscular interviene en la aparicin de lasfracturas por fatiga suprimiendo la proteccin del esqueleto.

FRACTURAS Y GRADO DE ENERGA

Las fracturas pueden clasicarse en tres categoras, segn lacantidad de energa que se libera a su nivel:

fracturas de baja energa: son las fracturas que seproducen tras una cada simple; fracturas de alta energa: se observan en los accidentes detrco y son conminutas, con lesiones de los tejidos blandos; fracturas de muy alta energa: causadas por un proyectilblico a gran velocidad; corresponden a autnticasexplosiones seas con prdidas de sustancia de los tejidosblandos.

FRACTURAS SOBRE DEFECTOS SEOS

La creacin de una prdida de sustancia sea hace que elhueso sea considerablemente ms frgil.

Burstein [11] ha demostrado que el simple hecho de hacer unagujero e insertar un tornillo en el fmur de conejodisminuye un 70% su capacidad de absorber la energa.Ocho semanas despus, ese efecto ha desaparecido pero laextraccin del tornillo disminuye nuevamente un 50% estaposibilidad del hueso.La creacin de una sura sea en una disis crea unaseccin abierta. En este caso, la resistencia a la fracturadisminuye un 70%. Por tanto, la extraccin de un injertocortical hace que aumente mucho la fragilidad del hueso.

FRACTURAS Y TENSIONES

La aparicin de una fractura es una cuestin de distribucinde tensiones y de energa mecnica. La energa necesariapara fracturar una tibia humana normal es slo 1/10.000 dela energa cintica de un esquiador de 80 kg que se desplacea 45 km/h [50]. La fractura slo se produce cuando la energacintica se concentra bruscamente y se convierte en trabajoque deforma la tibia. Las fracturas son el resultado dedeformaciones excesivas por tensin. En general, no estncausadas por fuerzas de traccin sino ms bien por fuerzasde exin o de torsin. Las fracturas en tallo verde son,para Radin [50], la combinacin de microfracturas de lacortical de un hueso poco calcicado con un mdulo deelasticidad bajo.

Fracturas por traccin

Se producen generalmente en el hueso esponjoso. Dosbuenos ejemplos son la fractura de la base del quintometatarsiano por traccin del peroneo lateral corto y la delcalcneo por traccin del tendn de Aquiles.

Fracturas por compresin

El mejor ejemplo son las fracturas por compresin de lasvrtebras.

Fracturas por cizallamiento

Se producen habitualmente en el hueso esponjoso, sobretodo en los cndilos femorales o los platillos tibiales.

Fracturas por torsin

Las deformaciones por tensin ms elevadas estn a 45 delas deformaciones por cizallamiento. El trazado de lafractura tiene un plano espiral y sigue este ngulo. El mejorejemplo es la fractura en espiral del esquiador.

Fracturas por exin

Las fracturas diasarias transversales o en ala demariposa se producen por este mecanismo. La fracturacomienza en la supercie convexa, en las bras msexteriores, que soportan la mayor deformacin por tensin.Si en esta cara existe una muesca o una ranura, la fracturacomienza en ese nivel.

Biomecnica de la consolidacin

Desde las pocas ms remotas, el ser humano ha utilizadolos factores mecnicos de la consolidacin inmovilizando losmiembros fracturados. La osteosntesis, que apareci aprincipios del siglo xx, altera los factores biolgicosevacuando el hematoma de fractura y modica la mecnicade la consolidacin. Por tanto, es de vital importancia


11

conocer las condiciones mecnicas ideales, con osteosntesiso sin ella. Ya hace mucho tiempo que se discute sobre laestabilidad y la rigidez ideal de las osteosntesis. El simposiode la Sofcot (Sociedad Francesa de Ciruga Ortopdica yTraumatolgica) de 1982 se dedic a esta cuestin [23]. Suttulo era: La jacin de una fractura debe ser rgida oelstica?) (I. Kempf, J.-P. Meyrueis, S. Perren). Hubiera sidopreferible titularlo: La jacin de una fractura debe serestable o inestable?. Ahora conviene aadir a esta cuestinfundamental una nueva: La jacin debe ser esttica odinmica?. Para hacer una recapitulacin de los factoresmecnicos de la consolidacin sea es preciso comenzarrecordando las deniciones bsicas.

DEFINICIONES

Fijacin estable e inestable

Durante el simposio de 1982 de la Sofcot [23] se convino conlos representantes de la AO y de Canad que un foco defractura se considerara estable si a simple vista no sedescubre ningn movimiento interfragmentario bajo laaccin de las tensiones que sufre (fuerzas por unidad desupercie o stress de los anglosajones).A la inversa, un foco de fractura es inestable si persistenmovimientos visibles entre los extremos de la fractura bajola accin de las tensiones.La cuestin fundamental del tratamiento de las facturas essaber si la inmovilizacin ortopdica o quirrgica debeestabilizar el foco de fractura o tiene que dejar que persistacierta inestabilidad [44].Para saber si se ha realizado una osteosntesis estable oinestable, es esencial movilizar enrgicamente el miembroantes de cerrar la va de acceso. De esta manera, a veces esposible modicar el montaje para alcanzar el grado deestabilidad deseado. Una osteosntesis que sea estable conla movilizacin intraoperatoria del cirujano y lamovilizacin postoperatoria del paciente se puede volverinestable al reanudar el apoyo. Se dice que exista sloestabilidad de movilizacin. A la inversa, si la osteosntesisse mantiene estable no slo con la movilizacin sino tambinal reanudar totalmente el apoyo, se habla de estabilidad decarga.

Rigidez

Los implantes y los montajes con varios implantes que seutilizan para jar un foco de fractura se caracterizan por suresistencia a la deformacin. Los anglosajones lo denominanstiffness y la mejor traduccin es probablementerigidez [35]. Esta rigidez oscila desde la rigidez a sucontrario, la exibilidad. Por denicin, un cuerpo es rgidosi difcilmente se deforma. A la inversa, es exible si sedeforma con facilidad. La rigidez de un implante dependede sus dimensiones y del mdulo de elasticidad del materialcon el que est fabricado.Errneamente, se habla de rigidez en lugar de rigidez.

Elasticidad y plasticidad

La elasticidad es la propiedad de un cuerpo, por tanto deun implante, de recuperar su forma y sus dimensionesiniciales despus de su deformacin. La plasticidad es locontrario, es decir, la propiedad de un cuerpo de conservarparte o toda la deformacin.Cuando el cirujano deforma un implante, por ejemplo unaplaca de osteosntesis para adaptarla a la forma del hueso,ese implante pasa por tres fases sucesivas, como se precisantes:

en un primer tiempo, para tensiones moderadas, elimplante tiene un comportamiento elstico, es decir, cuandola tensin cesa, recupera su forma y sus dimensionesiniciales;

en un segundo tiempo, para tensiones mayores, sucomportamiento se hace plstico, es decir, mantiene sudeformacin. El lmite entre la zona elstica y la zonaplstica es el lmite elstico;

si las tensiones aumentan an ms, el implante entra enla zona de ruptura y se rompe.

Por consiguiente, la fragilidad de un implante modelado enel quirfano aumenta relativamente. Es preferible utilizarimplantes premandrilados que, durante su fabricacin,hayan sido sometidos a un perodo de recocido que lesdevuelva sus propiedades metalrgicas iniciales.

Fijacin esttica y dinmica

Desde hace un decenio, es habitual hablar de jacindinmica. Sin embargo, la denicin de la osteosntesisdinmica sigue siendo imprecisa. Para la AO, una jacindinmica es la que utiliza las fuerzas musculares paraestabilizar el foco de fractura, como lo hace, por ejemplo,un tirante de jacin. Por el contrario, otros autores utilizaneste trmino para designar la carga precoz de los focos defractura transversales enclavados sin bloqueo o bloqueadospor un solo lado. Todos los autores utilizan el trmino dedinamizacin para designar la desrigidicacin de losjadores externos durante el tratamiento. Por tanto, se hizoindispensable llegar a un consenso sobre el propio sentidode los trminos utilizados.

Dada la ausencia de una denicin internacional precisa, unautor propuso, hace algunos aos [35, 41], acordar que:

una jacin es esttica cuando su rigidez se mantieneconstante desde el principio al nal del tratamiento;

una jacin es dinmica cuando se hace variar su rigidezen el tiempo y, de esta manera, las tensiones que pasan en elfoco de fractura, para favorecer la formacin del callo o parareforzarlo: desbloqueo de los clavos, dinamizacin de losjadores externos.

FIJACIN ESTABLE O FIJACIN INESTABLEELSTICA

La cuestin fundamental que el cirujano se debe plantearantes de comenzar el tratamiento de una fractura es saber sidebe realizar una jacin estable o una jacin inestableelstica. A nadie se le ocurrira defender una jacininestable plstica con la que las tensiones produciran unadeformacin residual permanente en el foco de fractura.

En una conferencia reciente [46], P.-E. Ochsner utiliz eltrmino estabilidad relativa para designar la jacinelstica inestable. Los autores de este artculo, no estn deacuerdo con esta denominacin, que cuestiona un consensosiempre difcil de obtener.

Durante los tres primeros cuartos del siglo xx, la mayorade las osteosntesis pretendan lograr la estabilidad del focode fractura, casi siempre sin conseguirla. Ms adelante, secuestion esta osteosntesis estable. Para discutir si estasactitudes contradictorias estn bien fundamentadas, se debereconsiderar el papel de los factores mecnicos en losmecanismos de consolidacin.


12

Biomecnica del callo

Cuadro de Mac KibbinEn 1978, Mac Kibbin [31] evidenci perfectamente la relacinentre la movilidad del foco de fractura y la formacin de uncallo por las diferentes capas seas. Es indispensableconocer su cuadro para comprender la osteosntesis (Cuadro2).Tras una fase corta de formacin del callo primario, elperiostio, las corticales y la medular participan en laformacin del callo de forma muy diferente.El periostio forma rpidamente un callo voluminoso querodea el foco de fractura y lo inmoviliza progresivamente.Este callo puede rellenar grandes prdidas de sustancia. Esnecesario que los tejidos blandos que rodean el hueso semantengan indemnes. El callo peristico es estimulado porla movilidad del foco de fractura. Por el contrario, laestabilidad del foco de fractura impide su formacin. Porotra parte, la formacin del callo por el periostio es limitadaen el tiempo y, como se ver, esto tiene consecuencias en elconcepto de osteosntesis dinmica. El callo externo es elmecanismo de consolidacin mejor conocido y menospolmico.La consolidacin de las corticales puede producirse perprimam cuando el contacto entre los fragmentos esperfecto. Esta fue la base de la tcnica AO. Casi siemprepersisten zonas de contacto imperfecto y la osicacin no seproduce por paso directo de las osteonas sino por laosicacin procedente de la zona prxima (gap healing). Enambos casos, el callo cortical exige la estabilidad absolutadel foco de fractura. La movilidad a su nivel lo inhibe.El callo procedente de la medular se forma con bastantelentitud. Es poco sensible a la movilidad en el foco defractura.

Nuevos estudios histolgicosHace algunos aos, los autores de este artculo han vuelto aestudiar estos callos [41]. Este trabajo ha demostrado quehasta ahora se ha subestimado el papel del callo medular.Ya Ilizarov insista en su importancia. En zona estable, lasclulas precursoras de la mdula forman en seis semanasun disco bicncavo de hueso inmaduro que se inltra entrelos fragmentos de cortical (Fig. 20). La penetracin del callomedular entre los fragmentos de cortical para consolidarlaexige la estabilidad perfecta del foco de fractura. A las 12semanas, se forman nuevos sistemas de Havers en el calloperistico y en las corticales. Estos sistemas se orientan entodos los planos del espacio segn las tensiones locales,conforme a la ley de Wolff. Para obtener ms detalles, ellector puede consultar el artculo sobre la consolidacinsea, en la misma obra. El proceso natural de consolidacinpasa por la formacin rpida de un callo peristico,estimulado por la inmovilizacin imperfecta. Este calloestabiliza el foco de fractura y luego un callo procedente dela medular lo rellena. A continuacin, la remodelacinreconstituye progresivamente las corticales.

Foco de fractura cerradoDurante milenios, las fracturas cerradas se han consolidadomediante una inmovilizacin precaria. Es lo que ocurre

siempre con la escayola, la extensin continua o con latcnica de Sarmiento, que producen una inmovilizacininestable.

Una osteosntesis realizada en foco cerrado mediante unjador externo, como el que recomienda Burny, respeta elperiostio y el hematoma de fractura. En este caso, estjusticado el montaje elstico inestable para estimular elperiostio. El callo que ste forma estabiliza el foco defractura. Los montajes realizados son el equivalente de unaescayola, con la ventaja de la movilizacin articular precozpero con los riesgos spticos nada despreciables queconllevan las placas.

Una jacin elstica ligeramente inestable constituye unbuen medio de inmovilizacin de una fractura cerrada.

Foco de fractura abierto

La situacin es totalmente diferente cuando el foco defractura est abierto, ya sea por el traumatismo o por elcirujano quien debe pensar en la mecnica de suosteosntesis pero tambin en la bioqumica de laconsolidacin.

Osteosntesis a cielo abierto de una fractura cerrada

Se debe hacer con un respeto mximo de los elementososteoformadores:

la evacuacin del hematoma de la fractura y laeliminacin de la capacidad osteoinductora que adquiere en4 das altera enormemente la formacin del callo. En estehematoma se liberan, en las primeras 48 horas, sustanciasmitgenas y despus factores osteoinductores bioqumicos,como la bone morphologic protein (BMP) (protenamorfolgica sea), los transforming growth factors (TGF)(factores de crecimiento transformantes), etc. Tambincontiene las clulas precursoras indiferenciadas, en procesode multiplicacin bajo el inujo de estos factores. Sinembargo, se puede extraer el cogulo de fractura alprincipio de la intervencin y dejarlo en suero conantibitico. Despus se vuelve a colocar alrededor del focode fractura antes del cierre;

Cuadro 2. Diferentes tipos de callo segn Mac Kibbin (1978).

Tipo de consolidacin Velocidad Llenado de un espacio Tolerancia a la inestabilidad Tolerancia a la estabilidadabsolutaImportancia de los tejidosblandos

Callo peristico +++ +++ +++ - ++++Callo cortical + - - ++++ -Callo medular ++ ++++ lento ++ +++ -

Figura 20 Callo medular a las 6 semanas. Cuando el foco de fractura hasido estabilizado por el callo peristico o mediante osteosntesis, el callo me-dular se inltra entre los fragmentos de la cortical.


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la abertura del periostio disminuye sus propiedades deformacin del callo. Por tanto, hay que abrirlo mnimamentey los extremos de la placa pueden colocarse perfectamentesobre el periostio conservado;

el raspado de la cavidad medular est absolutamenteprohibido si la fractura era cerrada antes de realizar suabertura quirrgica.Pese a estas precauciones, a cielo abierto, con abertura delperiostio, ya no se debe contar con el callo peristico paraestabilizar el foco de fractura. Se debe recurrir al callocortical per primam o al callo cortical procedente del callomedular. Estos callos necesitan la estabilidad absoluta delfoco de fractura. Conrman esta idea los estudiosexperimentales de Wuet al de la Clnica Mayo [65]. Alestudiar la consolidacin de osteotomas de perrosinmovilizados mediante jadores de diferente rigidez, se hademostrado que la consolidacin y la remodelacin de unafractura son tanto ms prolongadas cuanto ms exible seael jador.A cielo abierto, la osteosntesis esttica debe sernecesariamente estable.

Fracturas muy abiertas por el traumatismo

Generalmente, no basta con la estabilizacin del foco defractura para obtener la consolidacin. El periostiogravemente daado tiene escasas posibilidades deformacin de un callo. Es preciso hacer el raspado local dela cavidad medular. Con este pulimento medular seeliminan gran parte de las clulas progenitoras seas, cuyamultiplicacin, por accin de factores osteoinductores y desustancias mitgenas, habra garantizado la formacin delcallo medular y despus del cortical. En estos casos difciles,es necesario un aporte ostegeno que exige la estabilidaddel foco de fractura.

Fracturas en los nios

La consolidacin de una fractura en los nios se realiza muyfcilmente gracias a un callo peristico. El crecimientocorrige parte de las deformaciones residuales. Por tanto, enestos casos, la jacin inestable elstica de foco de fracturacerrado es el procedimiento de eleccin. La tcnica deenclavado elstico da resultados notables. Por el contrario,los autores de este artculo no estn de acuerdo con ladenominacin como jacin elstica estable. La movilidaddel foco de fractura es indiscutible y voluntaria parafavorecer la formacin del callo peristico. Por consiguiente,la jacin es elstica inestable segn el consenso delsimposio de 1982.

FIJACIN ESTTICA Y FIJACIN DINMICA

Fijacin esttica

La osteosntesis mediante placas es el ejemplo de jacinesttica. La rigidez del montaje se ja denitivamente,excepto si los tornillos se movilizan. Aunque se percibansignos de movilizacin de los tornillos, es posible mejorar laestabilidad del foco de fractura colocando una escayolacomplementaria, como recomendaba M. Muller. Estaestabilizacin complementaria imperfecta a veces essuciente para que la consolidacin compense el deteriorode la osteosntesis y la evolucin hacia la seudoartrosis(Fig. 21).El enclavado bloqueado en la parte superior e inferiortambin es un montaje esttico que no vara a lo largo deltiempo.

Fijacin dinmica

Desde comienzos de la dcada de 1980, una serie deestudios experimentales cuestionaron el principio de jacinesttica de las fracturas, mecnicamente idntico deprincipio a n del tratamiento.

Estudios experimentales

En 1981, Wolf et al [63] observaron el aumento de laresistencia de las osteotomas en ratas tratadas mediante lacarga cclica. Esta mejora slo era evidente de la 4. a la 6.semana. Disminua a las ocho semanas, cuando el hueso seacercaba a su resistencia normal. En 1884, Rubin yLanyon [56] demostraron que la aplicacin de un nmerolimitado de ciclos de carga sobre el hueso provoca unarespuesta ostegena que puede restablecer y mantener lamasa sea. En 1985, Goodship y Kenwright [20] establecieronque la aplicacin diaria de una estimulacin mecnica axialde 360 N (500 ciclos de 0,5 Hz), iniciada 1 semana despusde la fractura y concluida en la 12. semana, acelera laconsolidacin mediante la formacin de un callo peristico.Estos estudios probaban que es posible actuarmecnicamente sobre la consolidacin.Los resultados clnicos de Ilizarov, que reiniciaba muyprecozmente la carga en sus pacientes, y de de Bastiani, quedesbloqueaba axialmente su jador hacia la 5. semana,conrmaron estos datos experimentales.

Aplicaciones

Dinamizacin del enclavadoLa escuela de Estrasburgo ha preconizado durante aos ladinamizacin del enclavado bloqueado mediante laextraccin de los tornillos situados en uno de los lados delfoco de fractura hacia el 3.er mes, cuando el callo tarda endesarrollarse. Si se practica demasiado precozmente, estedesbloqueo puede producir una compresin del foco defractura. Por el contrario, si se realiza cuando el foco defractura est sucientemente cohesionado, no produce unamovilidad anormal sino un aumento de las tensiones en elhueso, lo que favorece el refuerzo del callo segn la ley deWolff. En la actualidad, la mayora de los autores reservanel desbloqueo a los casos de evolucin desfavorable.Los resultados de esta tcnica de dinamizacin han sidodecepcionantes para quienes pretendan obtener laconsolidacin. Esta decepcin era previsible. La tcnicapreconizaba la jacin estable al principio, que luego sehaca inestable para favorecer la formacin del callo (Fig.22). Ahora se sabe que habra que hacer lo contrario, es

Escayola complementaria

Rig

idez

del

mon

taje

Tiempo

Abl

acio

n

Figura 21 La osteosntesis por placa es esttica. Su rigidez no vara du-rante todo el perodo de consolidacin.


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decir, una jacin ligeramente inestable al principio, paraestimular el callo peristico, seguida hacia la 6. semana,cuando se han agotado las posibilidades de este callo, poruna estabilizacin para favorecer la mineralizacin del calloperistico as como la formacin del callo cortical yposiblemente del callo medular.Excepto en el caso de las fracturas conminutas, en las que esfundamental mantener la longitud, la dinamizacin de losclavos debera hacerse en orden inverso, es decir, diriendohasta la 6. semana el posible bloqueo complementario. Eldesbloqueo tardo para reforzar el callo antes de la ablacintotal del material sigue siendo importante para reforzar elcallo ya existente. Dinamizacin de los jadores externos.La jacin externa es el medio de osteosntesis ideal para lajacin dinmica. Desde comienzos de la dcada de 1980, seha preconizado y utilizado la disminucin progresiva de larigidez de los montajes al nal del tratamiento, para reforzarel callo y limitar el riesgo de fractura recidivante. Ms tarde,a mediados de la dcada de 1990, las experiencias deKenwright llamaron la atencin sobre el inters de la jacininicial ligeramente inestable de forma intermitente.En 1991, Kenwright et al [24] publicaron los primerosresultados de la movilizacin intermitente precoz paraestimular el callo peristico:

en una primera serie, se aplicaron movimientos axiales de1 mm durante 20 minutos cada da, comenzando antes delsptimo da;

en la segunda serie, se bloqueaba el jador en posicin deneutralizacin.

En general, los autores han considerado que la movilizacinaxial precoz mejoraba un 20% los retrasos de laconsolidacin.

En una segunda publicacin de 1995 [54], los mismos autoresse contentaron con reanudar precozmente la carga con unjador Orthox bloqueado en posicin de neutralizacin. Lamovilidad obtenida en el foco de fractura variaba entre 0,2y 0,9 mm, aunque esa movilidad no era puramente axial.Las conclusiones de este nuevo estudio son mucho msprudentes y se limitan a precisar que son necesarios nuevostrabajos para evaluar la intensidad, la frecuencia y ladireccin de los movimientos que puedan inuir en laconsolidacin. Se pudo constatar que la movilizacinsistemtica prolongada de una fractura compleja casisiempre conduca a retrasos de la consolidacin despus delagotamiento del callo peristico. Los trabajos de Noordeenet al [45] demostraron ese mismo ao que el mantenimientode micromovimientos durante ms de unas cuantassemanas provoca la formacin de una seudoartrosis.

Cmo considerar la situacin en vista de estasexperiencias?

Despus de 5 a 6 semanas, la movilizacin moderada delfoco de fractura mediante la reanudacin precoz de la cargaintermitente ya no puede estimular el callo peristico, cuyasposibilidades de formacin se agotan con el tiempo. Por elcontrario, puede destruir una estabilizacin precaria quepudiera permitir la penetracin del hueso inmaduro entrelos extremos seos. Por tanto, es preferible detener lamovilizacin del foco de fractura en este estadio y, alcontrario, hacer una estabilizacin permanente durante lassemanas de maduracin del callo. Los autores de esteartculo, seguidos por algunos colegas, propusieron en1996 [41] comenzar el tratamiento mediante una jacinelstica que permita la estimulacin del callo peristico. Enla 6. semana, cuando se ha agotado la posibilidad deformacin de este callo, se estabiliza el foco de fractura parafavorecer el callo medular y posiblemente el cortical(Fig. 23).

Cmo obtener esta estabilizacin?

En ocasiones, se puede utilizar el desbloqueo axial deljador para mejorar la estabilidad. En casi todos los casos,este desbloqueo axial no conlleva, paradjicamente, elaumento de la movilidad en el foco de fractura. Lasupresin del efecto de resorte de las clavijas provoca unaligera compresin y, de esta manera, una mejora de laestabilidad [1]. Casi siempre la estabilizacin se obtieneaumentando de nuevo la rigidez del montaje. Cuando steest formado por varios componentes, en general se colocandurante la primera intervencin, pero ciertas partes seretiran hasta la fase de estabilizacin. La reanudacin delapoyo tiene, por s misma, un efecto benecioso sobre laformacin sea. Los experimentos de Meadows et al [34] nopermiten albergar ninguna duda a este respecto. Pero lareanudacin de la carga de los focos inestables, inclusoaunque se limite al 75%, no se puede considerar hasta el50. da como muy pronto.

Cundo retirar el jador?

La resistencia del callo crece con el tiempo pero de formabastante brusca. El foco de fractura mvil se inmoviliza en

Rig

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Tiempo(semanas)

Refuerzodel callo

Estimulaciondel calloperiostico

6B

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Figura 22 Dinamizacin del enclavadoA. Durante la dinamizacin clsica, la rigidez del montaje alcanza suvalor mximo de inmediato. El desbloqueo realizado hacia el segundomes o ms tarde ya no puede estimular el callo peristico; por tanto, nopuede favorecer la formacin del callo. Por el contrario, puede reforzar elcallo si ste ya exista.B. El nuevo concepto propone el enclavado inicial sin bloqueo para esti-mular el callo peristico a travs de una ligera inestabilidad, seguido porel bloqueo hacia la sexta semana, para estabilizar el foco de fractura y, -nalmente, un desbloqueo tardo para reforzar el callo. Este concepto slose puede aplicar si el restablecimiento de la longitud no exige el bloqueoinmediato.


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algunos das. En las radiografas se aprecia la cantidad decallo pero no sus cualidades mecnicas. Se han probadodiferentes procedimientos [41] para evaluar la rigidez del focode fractura. Richardson et al [53], en 1994, evaluaron larigidez del foco de fractura:

ya sea directamente, aplicando un gonimetro exible deuna a otra parte de la fractura o sobre las clavijas despusde retirar el mecanismo;

ya sea indirectamente mediante transductores detensiones situados en el jador colocado.

El ordenador calcula la rigidez de la fractura enN/m/grado. Para este estudio, los autores adoptaron larigidez de 15 N/m/grado como lmite ms all del cual eljador puede ser retirado sin riesgo de fractura recidivante.El tiempo preciso para alcanzar esta rigidez fue, enpromedio, de 13 semanas para las fracturas estimuladas pormicromovimientos y de 18 semanas para las fracturasinmovilizadas estticamente.

Se puede retirar el jador de una sola vez cuando el callo haalcanzado una rigidez suciente. Existe un riesgo claro defractura recidivante. Para evitar esta complicacin, losautores de este artculo preconizan desde 1980 [23] ladesrigidicacin progresiva de los montajes para reforzar elcallo, todava frgil, mediante un paso progresivamentecreciente de las tensiones, segn la ley de Wolff. Ms quecontentarse con la desrigidicacin axial que slo restableceen el hueso parte de las tensiones, es preferible adoptar ladesrigidicacin del montaje en todas las direcciones, comosugiere el estudio histolgico de los conductos de Haversen evolucin en el callo. Con algunos das de intervalo,manteniendo el apoyo total, las diferentes piezas del jadorse retiran o reemplazan (Fig. 24). A continuacin se aplicasistemticamente una polaina de proteccin durante algunassemanas. Kenwright [18] sigue la misma evolucin e insisteen la total necesidad de la estabilizacin total del foco defractura despus de la fase de estimulacin inicial del calloperistico por micromovimientos. Actualmente, ladinamizacin de la jacin externa se utiliza ampliamenteen todo el mundo. Su ecacia es ms polmica en laformacin del callo que en la prevencin de las fracturasrecidivantes.

Aplicaciones al tratamientode las fracturas

TRATAMIENTO ORTOPDICO

Desde los albores de la humanidad, se han tratado lasfracturas mediante inmovilizacin ortopdica, es decir,mediante entablillado y, ms recientemente, con escayolas omediante extensin continua. La inmovilizacin que seconsigue as es relativa, lo que no impide que, en general,estas fracturas se consoliden sin problema. Como semencion, la formacin del callo peristico est favorecidapor la inestabilidad moderada del foco de fractura. Al cabode unas 6 semanas, este callo deja de evolucionar pero hainmovilizado completamente el foco de fractura y puedeproducirse la consolidacin cortical por penetracin del calloprocedente de la medular. Teniendo en cuenta estosresultados notables respecto a la consolidacin, pareceralgico atenerse a este tipo de tratamiento. Sin embargo, lascosas no son tan simples y, en muchos casos, es preciso untratamiento quirrgico. El tratamiento ortopdico requierela inmovilizacin prolongada de los msculos y lasarticulaciones que conlleva la atroa muscular y un riesgonotable de rigidez articular. Por otra parte, las fracturasepisarias y articulares son difciles o imposibles de reducirperfectamente y de contener mediante tratamientoortopdico tras la reduccin.El tratamiento quirrgico permite:

la reduccin, casi siempre exacta, que limita el riesgo deartrosis secundaria por deformacin articular o pordesviacin del eje;

la jacin, que hace posible la movilizacin rpida, lo queevita la atroa muscular y la rigidez articular.

OSTEOSNTESIS CON PLACA

La colocacin de una placa de osteosntesis, que se haceobligatoriamente con un foco de fractura abierto, esindispensable para obtener la estabilidad del foco defractura.

Estabilidad del foco de fractura

Cmo se obtiene la estabilidad? Aumentando la rigidez delimplante y del montaje.

Tiempo(semanas)

Refuerzo del callo

Desrigidificacionprogresivamultidireccional

(Fase 3)Injerto oseo precoz tras la cicatrizacionde tejidos blandos

Llenado de los espaciosinterfragmentario por elcallo medular

Estabilizacion por desbloqueo axial (fracuras simples) o rigidificacion del montaje (fracturas complejas)

B

6

A

Colgajosmusculares(antes delas 72 h)

Estimulaciondel calloperiostico

Movilidadinterfragmentaria= 1 mm

Rig

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ijado

r Figura 23 Fijacin externa dinmica.


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Rigidez del implante

Evaluacin

La rigidez de exin de una placa puede evaluarse [39]mediante la distancia h que presenta un sistema hueso-implante bajo la accin de un momento de exin dado.Siendo M la longitud del brazo de palanca, F la fuerzaaplicada, d la longitud del foco de fractura conminuta e I, elmomento de inercia del implante, esta frmula permiteobtener de forma sucientemente aproximada el valor deh = (d M2 F) / EI (Fig. 25).

Para una fractura conminuta y una fuerza dada aplicada deidntica forma, h es tanto menor y la rigidez tanto mayorcuanto mayor sea EI.

Factores

La rigidez de una placa depende de sus dimensiones y delmaterial utilizado.

DimensionesEl momento de inercia I depende de las dimensiones delimplante.Para una placa, si L es su longitud y e su grosor, I = Le3/12Como se puede constatar, el grosor de una placa constituyeel factor fundamental de su rigidez ya que es su valor alcubo lo que interviene: si se dobla el grosor de una placa, semultiplica por 8 su rigidez. La movilidad en el foco defractura disminuye proporcionalmente. Sera precisomultiplicar el ancho por 8 para obtener el mismo resultado(Fig. 26). Las estadsticas clnicas conrman estos conceptosmecnicos. Las placas de osteosntesis para el fmurpresentan grandes diferencias de rigidez. Las placas AO sonmucho menos tenaces que las placas de Judet y las placasMaconor 2, que se han inspirado en ellas desde el punto devista mecnico. Tras la osteosntesis inmediata, Taillard [60]ha observado un 20% de seudoartrosis con las placas AO.Esta proporcin era del 16% para Piganiol [48]. En la mismapoca, Lignac y el equipo de R. Judet en Garches [29] sloconstataron la falta de consolidacin aproximadamente enla mitad de los casos (el 8,5%).Material utilizadoE representa el mdulo de elasticidad o mdulo de Youngdel material que constituye el implante. Para una aleacinde cobalto y cromo, E es aproximadamente de22.000 kgf/mm2 (220.000 MPa); para el acero inoxidableronda los 20.000 kgf/mm2 (200.000 MPa); en las aleacionesde titanio es de unos 11.000 kgf/mm2 (110.000 MPa) y el delcarbono-carbono se aproxima a los 4.000 kgf/mm2

(40.000 MPa). Por ltimo, el E del hueso cortical es, enpromedio, de 2.000 kgf/mm2 (20.000 MPa). Estos conceptos,un tanto ridos, tienen consecuencias prcticas. En el casode una fractura conminuta, para las mismas dimensiones,una placa de titanio deja que en el foco de fractura persistauna movilidad que es el doble de la obtenida con una placade acero o con una aleacin de cobalto y cromo. Las placasde carbono, que no son maleables, nunca han superado lafase experimental. Con ellas, en las mismas condiciones, lamovilidad residual se multiplicara por 5. Por consiguiente,con la utilizacin de estos implantes, se corre el riesgo deque la inestabilidad en el foco de fractura sea inaceptable. Sise tiene siempre presente que con un foco de fractura abiertola osteosntesis debe ser necesariamente estable, quienesutilicen placas de titanio deben recordar que stas deben

Figura 24 Desrigidicacin multidireccional para reforzar progresiva-mente un callo ya existente.

M

F

h

d

Figura 25 Rigidez en exin de un sistema hueso-implante. h =dM2F / EI.

12 64

e

LD

d

I= Le3 I= D4-d4

Figura 26 La rigidez del implante depende de sus dimensiones.


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tener un grosor un 25% superior al de la placacorrespondiente de acero para obtener una estabilidad delfoco de fractura equivalente. En cierta poca, era habitualsolicitar implantes con un mdulo de elasticidad igual aldel hueso. Con una placa o un clavo de este tipo, lamovilidad de un foco de fractura conminuto sera 10 vecesmayor que con el mismo implante de acero. La inestabilidadsera enorme y existira riesgo de seudoartrosis.Slo en las fracturas simples se puede, despus de atornillarel foco de fractura, considerar prudentemente la colocacinde implantes cuyo mdulo de elasticidad sea inferior al delacero o implantes con un grosor menor.

Rigidez del montaje

Depende de la rigidez de la placa y tambin de la calidad yel rendimiento de la jacin de sta al hueso, es decir, de lostornillos entre el hueso y la placa y el hueso y los tornillos. TornillosEl nmero de tornillos indispensables para jar una placa alhueso depende del tamao y del peso del paciente perosobre todo de la localizacin. Se considera que, comopromedio, se deben abarcar siete corticales a cada lado delfoco de fractura para el fmur y la tibia, seis para el hmeroy cinco para los dos huesos del antebrazo. Para que laosteosntesis se mantenga estable durante el perodo deconsolidacin, es preciso que estos tornillos sigan siendoecaces. Sin embargo, bajo el efecto de las tensiones quesufren, los tornillos pueden romperse, desatornillarse odesprenderse por la destruccin del lete seo. Si estoocurre, la osteosntesis se hace inestable y no se produce laconsolidacin.Por consiguiente, se deben analizar las tensiones quesoportan los tornillos. El estudio dedicado a esta cuestinen 1979 [38], tras la tesis de uno de los autores (Cazenave), hademostrado que son de dos tipos (Fig. 27):

tensiones de cizallamiento que tienden a romper eltornillo a la altura de la unin entre placa y hueso;

tensiones longitudinales o de traccin-compresin quetienden a arrancarlo.Estas tensiones, sean de un tipo u otro, tienen tres orgenes(Fig. 28):

el atornillado. Provoca tensiones longitudinales en elhueso durante el ajuste. Blaimont et al [8] han estudiado bienestas tensiones, visibles mediante fotoelasticimetra.Demostraron que un ajuste excesivo de los tornillos producemodicaciones de la estructura, como aplastamiento seo osuras, que pueden conllevar la destruccin de su anclaje.El hueso, que es mucho ms elstico que el tornillo, secomprime como un resorte durante el ajuste. Este resorteejerce a continuacin una tensin permanente sobre la roscadel tornillo, que tiende a llevarlo hacia abajo y a aplicar su

cabeza contra la placa. Esta ltima ejerce una fuerza deretroceso dirigida en sentido inverso. La mayor parte de lastensiones debidas al atornillado se agotan en el frotamientoentre la cabeza del tornillo y la placa. Si un ajuste excesivoproduce una necrosis de la zona de apoyo del lete seo, elresorte se detiene, las tensiones de ajuste se anulan, elbloqueo del tornillo se suprime y ste se desatornilla. Lastensiones de ajuste son las que garantizan el bloqueo deltornillo; los movimientos del miembro. Provocan tensiones decizallamiento o bien tensiones longitudinales de traccin-compresin. Estas ltimas se suman algebraicamente a lasdel ajuste:

si las tensiones en el hueso, a travs del tornillo, seproducen en el mismo sentido que las tensiones de ajuste,hacen que stas aumenten. La presin del lete seo sobrela rosca del tornillo puede llegar a ser considerable yproducir una necrosis o un aplastamiento seo. Entoncesel tornillo puede resultar arrancado sin ser desatornillado; si las tensiones en el hueso se producen en sentidoinverso, disminuyen las tensiones de ajuste y puedenanularlas. Entonces el tornillo se desbloquea. Si prosiguenlos movimientos se produce un efecto de remache, esdecir, pequeos movimientos verticales que aplastan elhueso. Estos movimientos se transformanautomticamente en rotacin en el sentido deldesatornillado. El tornillo se aoja y se hace inecaz.Entonces su vecino soporta las tensiones y sufre la mismasuerte, a menos que una escayola o la consolidacindetengan el proceso;

la compresin del foco de fractura. Produce tensiones decizallamiento elevadas y transforma gran parte de laspeligrosas tensiones de traccin-compresin en tensiones decizallamiento complementarias. Estas tensiones puedendividirse en tres creando rugosidades bajo la placa.Las mediciones y la fotoelasticimetra (Fig. 29) handemostrado [67] que los tornillos bajo mayor solicitacin sonlos que estn cerca del foco de fractura. A este nivel, existendos pares de fuerzas intensas, sobre todo cuando el foco defractura es grande. Cuando el foco de fractura simplementeresulta impactado, las tensiones de traccin se transformanparcialmente en tensiones de cizallamiento. Los tornillos delos extremos de la placa estn igualmente bajo solicitacin,debido a la abrupta discontinuidad elstica entre el huesosano y el hueso rigidicado por el implante. Eladelgazamiento de los extremos de la placa, es decir, lacreacin de una placa de exibilidad variable, segn eldiseo de 1978 [37], disminuye las tensiones de traccin y susvariaciones en los tornillos de los extremos. Esta mejora sepuede completar colocando un tornillo corto en el extremode la placa (Fig. 30).

Figura 27 Los dos tipos de tensiones a la altura de los tornillos.

Figura 28 Origen de las tensiones que soporta el tornillo. 1. Tensionesdebidas a los movimientos; 2. tensiones de atornillado; 3. efecto de resorte.


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Un estudio terico de las tensiones de traccin-compresinque soportan los tornillos de jacin de una placa [3, 37] hademostrado que existen dos grupos de pares de fuerza:

el primero, de intensidad media, concierne a los tornillosde los extremos de las placas clsicas, tanto si el hueso estfracturado como consolidado. Desaparece en las placas deexibilidad variable; el segundo grupo de pares, muy intensos, se sita en lostornillos cercanos al foco de fractura cuando el foco defractura es grande. Es independiente de la forma de la placay desaparece cuando el hueso se ha consolidado.Desafortunadamente, las placas con exibilidad variable nose han podido comercializar debido a su coste.Por tanto, el desator

Biomecanica Del Hueso, Aplicacion Al Tratamiento de Fracturas

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