Diseño de CAJA invertebral lumbar por medio de biomodelado
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TECNOLÓGICO DE MONTERREY®
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Instituto Tecnológico y de Estudios Superiores de Monterrey Campus Ciudad de México
División de Ciencias de la Salud Departamento de Ingeniería Biomédica
Diseño de caja intervertebral lumbar por medio de biomodelado
Autores Raúl de la Cerda Montiel Gerardo Monter Ramírez
Asesor Dr Juan Alfonso Beltrán
México, D.F. Noviembre, 2011
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Indice 1. Introducción ........................................ . ............................................... . ...... 3
Resur'len
Problemática
Objetivos
2. Anatomía de la columna y del disco intervertebral. ......................................... .... 6
3. Padecimientos y tratamientos ...... ... .... .. ... ...... . ..................................... ... ..... 16
4. Biomateriales en las cajas intervertebrales ........ . .. . ....... ... .. ... ......... . . .
Descripción y características del PEEK
Descripción y características de la hidroxiapatita
. ... 18
5. Biomodelado de la caja intervertebral....... ... ... . . . . . . . . . . . . . . . . ............. . .. . ......... 22
Metodología y resultados
6. Biomecánica del disco intervertebral .... . .. ...... . .................... ............. . . ... 24
Introducción
Metodología de las pruebas biomecánicas
Resultados de las pruebas bimecánicas
7. Análisis de resultados .. . ... 56
8. Conclusiones ......................................... . . ............................. . ......... 60
9. Bibliografía . . ................................. . . ... ....... 62
1 Introducción
RESUMEN
Casi todas las personas han sufrido en alguna ocasión un dolor o molestia en la zona
lumbar, la cual forma parte de la espalda, que es una estructura intrincada de huesos,
músculos y otros tejidos que forman la parte posterior del tronco (desde el cuello hasta
la pelvis). La parte central de la espalda es la columna vertebral la cual está formada
por alrededor de 30 huesos llamados vértebras. Cada una de las vértebras contiene un
agujero redondeado por donde pasa la médula espinal, de donde entran y salen
pequeños nervios. La columna vertebral está formada por cuatro regiones: cervical (7
vértebras), torácica (12 vértebras), lumbar (5 vértebras) y por un grupo de huesos
fusionados (sacro y cóccix).
Un dato que es muy importante conocer es que los espacios entre las vértebras se
mantienen por almohadillas de cartílago esponjosas y redondas llamadas discos
intervertebrales (Figura 1.1 ). los cuales permiten la flexibilidad en la espalda lumbar y
actúan como amortiguadores en toda la columna vertebral para proteger a los huesos
cuando se mueve el cuerpo.
, '
Apófisis espinosa
Anillo fibroso
superior
•ADAM. Figura 1.1 Ilustración del disco intervertebral y sus relaciones con otras estructuras.
Dentro de las patologías que presenta esta región del cuerpo se encuentran la hernia
discal (Figura 1.2) en la cual los discos se degeneran y son empujados al espacio que
contiene la médula espinal causando un fuerte dolor. Vale la pena mencionar que
estudios han demostrado que la mayoría de los discos herniados se producen en la
porción lumbar de la columna.
Figura 1.2 Hernia de disco intervertebral
En los casos más serios, cuando la afección no responde a otras terapias, la cirugía
puede aliviar el dolor causado por los problemas de espalda o las lesiones musculo
esqueléticas serias.
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Uno de los procedimientos quirúrgicos que se realizan es la fusión vertebral o
artrodesis, la cual se usa para fortalecer la columna. El procedimiento consiste en
extirpar parte o completamente el disco intervertebral entre dos o más vértebras
fusionando las vértebras adyacentes por medio de injertos óseos o dispositivos
metálicos asegurados con tornillos. La fusión espinal puede producir alguna pérdida de
la flexibilidad vertebral y requiere un largo período de recuperación para permitir que
los injertos óseos crezcan y fusionen a las vértebras entre sí.
Uno de los dispositivos que se utilizan en la fusión espinal son las cajas o espaciadores
intervertebrales, los cuales normalmente están formados por un material conocido
como PEEK (Poli-Ether-Ether-Ketone) el cual es un material biocompatible y que ayuda
para mejorar la fusión del hueso gracias a su gran capacidad de injerto. A pesar de ello
existen otros materiales, como la hidroxiapatita, que tienen mejores capacidades de
injerto y que por lo tanto ayudan de mejor manera para la fusión del hueso.
PROBLEMÁTICA
Como se mencionó anteriormente las cajas o espaciadores intervertebrales que existen
en el mercado están hechas por un material conocido como PEEK (Poli- Ether- Ether
Ketone) el cual es un material biocompatible y que debido a sus características ayuda
a la fusión del hueso gracias a su gran capacidad de injerto.
A pesar de ello existen otros materiales, como la hidroxiapatita, que tienen mejores
capacidades de injerto y que por lo tanto ayudan de mejor manera para la fusión del
hueso. por lo que si se hiciera una caja o espaciador intervertebral con este tipo de
material se generarían grandes beneficios para el paciente que requiriera de este tipo
de dispositivos.
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OBJETIVOS
Realizar la evaluación de una caja o espaciador intervertebral diseñada con el material
de hidroxiapatita para comprobar su desempeño biomecánico, para lo cual será
necesario:
• Ayudar en el proceso de reconstrucción de la pieza por medio de la técnica de
biomodelado.
• Fabricar la pieza con el material de hidroxiapatita
• Realizar las pruebas biomecánicas de la pieza fabricada
• Realizar las pruebas biomecánicas de alguna pieza comercial
• Comparar los resultados de las pruebas biomecánicas entre la pieza fabricada y
la del mercado.
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2 Anatomía de la columna y del disco
intervertebral La columna vertebral se divide en 5 regiones o segmentos (Figura 2.1 ):
• • • • •
Cervical Torácico Lumbar Sacro Coccígeo
Vértebras Tortiiic,i,$ o Dorsoles
Vér1ebros Lumberes
HuesoSecro ~ Aguieros Secros Anrenores ~
Aguieros lnleNertebreles
Figura 2.1 Regiones de la columna vertebral
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El segmento cervical se encarga de soportar el peso de la cabeza y es el de mayor
movimiento. Las vértebras y los discos intervertebrales son los más pequeños y por su
movimiento tan extenso siempre se encuentra en grave riesgo de lesionarse por
traumatismos o desgaste.
Por otra parte en el segmento torácico sobresalen las uniones con las costillas que
unidas protegen a estructuras como los pulmones y el corazón. Tiene una gran rigidez
y resistencia y los discos en esta zona casi no tienen movimientos por lo que son raras
las lesiones de disco en esta zona.
El segmento lumbar une al tórax con la pelvis. Es en esta región donde los discos
soportan más carga, además de que se combinan con una amplia movilidad. En los
discos de las vértebras número 4 y 5 de este segmento se concentra un gran estrés,
además de que esta zona está expuesta a traumatismos infecciones, desgaste y
enfermedades metabólicas.
En lo que respecta al número de vértebras en el cuerpo humano, esto es variable,
teniendo que en el 95% de las personas hay 7 vértebras en la región cervical, 12 en la
región torácica, 5 en la región lumbar, 5 en el sacro y 4 ó 5 en el cóccix. En el sacro y
en el cóccix las vértebras están prácticamente fusionadas y parecen un solo bloque.
Figura 2.2 Vértebra
Médula ~pinal
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Las vértebras se conectan entre sí por tres articulaciones o puntos de unión (Figura
2.2). Dos de estas uniones se encuentran en la parte posterior de las vértebras y se
llaman facetas articulares. La unión de la parte anterior es el disco intervertebral.
Existen 23 discos intervertebrales (Figura 2.3), aunque en ocasiones existen discos
rudimentarios que pueden aumentar dicho número o alteraciones en las que un disco
pude no haberse desarrollado lo cual modifica el resultado final. Los 23 discos
intervertebrales que separan las vértebras y le dan flexibilidad, contribuyen del 20 al
30% a la longitud total de la columna y aumentan progresivamente de cervical a
lumbar.
Figura 2.3 Disco intervertebral
Como se mencionó anteriormente la región cervical es el segmento más móvil de toda
la columna, aquí los discos son más pequeños en comparación con el resto. Existen 6
discos y se encuentran a partir de la segunda vértebra cervical también llamada Axis.
El último disco cervical se sitúa entre la séptima vértebra cervical y la primera torácica.
Las medidas de los discos intervertebrales (DIV) cervicales varían en altura desde 4
mm hasta 4.6 mm, en ancho desde 23 a 28.7 mm y en diámetro anteroposterior desde
17.9 a 28.7 mm respectivamente desde la segunda cervical hacia la primera torácica.
Estas mediciones de los DIV cervicales los podemos observar en la figura 2.4 que se
muestra a continuación.
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!Figura 2.4 Medición DIV cervicales
La región lumbar posee 5 DIV, entre la primera vértebra lumbar y la segunda se
encuentra el primero y entre la quinta lumbar y la primera sacra se encuentra el quinto.
Los discos lumbares, más grandes que los cervicales y torácicos, miden entre 7 y 1 O
mm de espesor y 4 cm de diámetro en el plano anteroposter1or (Figura 2.5).
Figura 2.5 Medición DIV lumbares
El disco se limita en la parte anterior y posterior por los ligamentos longitudinales
anterior (LLA) y posterior (LLP) respectivamente. Por arriba y abajo (axialmente) se
limitan por la placa cartilaginosa (PC) del cuerpo vertebral (CV).
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El ligamento longitudinal anterior se define como las fibras que se insertan en la
superficie anterior del CV. Se distinguen 4 capas de fibras:
• La primera capa consiste de fibras que corren longitudinalmente, atraviesan
varios segmentos vertebrales y se insertan en las áreas centrales de la
superficie anterior de CV.
• La segunda capas de fibras también son longitudinales, pero más cortas que las
de la primera capa. Esta capa sólo cubre un nivel del DIV, nunca van más allá
de la mitad del CV y se insertan en la superficie anterior del segmento adyacente
del CV.
• La tercera capa consiste de varias fibras que atraviesan un disco y se insertan
justo arriba o abajo del margen superior o inferior de los cuerpos vertebrales
adyacentes.
• La cuarta capa consiste de fibras con una disposición alar, forman una delgada
cubierta sobre cada DIV y viajan de manera oblicua ,jesde la superficie anterior
del borde inferior del CV superior hasta el margen superior del CV inferior.
El ligamento longitudinal posterior se localiza en la superficie posterior del cuerpo
vertebral, dentro del canal espinal e inicia en C2 terminando hasta el sacro.
El ligamento longitudinal posterior se forma de dos capas, una capa anterior gruesa
que se e11cuentra adherida con firmeza a la parte posterior del anillo y una delgada
capa posterior débilmente adosada a la gruesa capa anterior, separada completamente
de la duramadre.
Los vasos sanguíneos se encuentran con frecuencia en dos regiones del cuerpo
vertebral
• La primera está en la parte posterior del CV. en donde se puede apreciar una
pEiqueña arteria y una vena del lado derecho y otro par en el lado izquierdo,
entrando y saliendo del hueso esponjoso.
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• En segundo lugar, un plexo venoso se localiza en los canales laterales del canal
espinal, saliendo a través de cada foramen, envolviendo a la raíz nerviosa.
El disco intervertebral es una estructura cartilaginosa, es la estructura avascular más
grande del cuerpo, también se considera aneural, excepto para el tercio externo del
anillo fibroso en el disco normal, además de que no posee vasos linfáticos, lo cual lo
hace un ór~¡ano extraordinario en el cuerpo humano.
El DIV se forma de varios tejidos conectivos de diferente composición y estructura que
interactúan entre sí como un equipo o unidad brindando las propiedades mecánicas y
habilidades para actuar como agrupación viscoelástica e hidrodinámica que absorbe y
disipa axialmente las fuerzas compresivas de la columna.
El DIV se constituye de tres regiones anatómicas visibles distintas:
• 1::1 anillo fibroso
• El núcleo pulposo
• La placa cartilaginosa
ANILLO FIBROSO (AF)
De acuerdo con sus características estructurales y celulares, en el anillo fibroso se
pueden distinguir una parte interna y otra externa.
La capa interna (anillo fi'oroso interno) es una amplia zona de transición entre la
estructura muy organizada del colágeno de las fibras del AF externo y la hidratada zona
central. El anillo fibroso interno esta menos hidratada que el núcleo y sus láminas se
encuentran más espaciadas, cuando se comparan con la zona externa del AF.
El anillo fibroso externo (AFE) se forma por un grupo de láminas concéntricas de
colágeno. La estructura del AFE es diferente en su parte anterior y posterior. La parte
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anterior es gruesa en el plano medial y progresivamente se adelgaza hacia la parte
posterior. La parte posterior consiste de sólo una capa delgada de fibras de colágeno.
Cada lámina del AFE está formada de fibras de colágeno tipo l. El colágeno es una
proteína que forma parte de diversas partes del cuerpo.
El AFE posee un promedio de 25 a 30 láminas que tienen abundantes fibras de
colágeno alineadas en paralelo y se orientan aproximadamente de 28 a 43 grados con
respecto al eje axial de la columna. Estas fibras alternan su dirección a la izquierda o a
la derecha en cada lámina adyacente. Las fibras de elastina se encuentran entre las
láminas y esto quizás ayude al DIV a regresar a su estado original después de
someterse a la inclinación, la flexión o la extensión. Las lárrinas en la parte interna del
AF se encuentran muy espaciadas. Las láminas de la región externa tienen una
apariencia fibrosa, y están muy cercanas entre sí.
El anillo es un tejido más firme y menos hidratado que el núcleo y su apariencia es
fibrocartilaginosa Esta es la región menos hidratada del disco.
Las células del AF, especialmente en la región externa, tienden a ser fibroblastos
elongados, delgados y alineados en paralelo con las fibras de colágeno. Sus láminas
transfieren la tensión hacia las plataformas vertebrales superior e inferior del cuerpo
vertebral, previniendo que la región interna rica en proteoglicanos, el núcleo pulposo,
sea extruído anterior o posteriormente durante el soporte de cargas axiales o de torsión
de la columna.
En la periferia del anillo, algunas fibras pasan a la plataforma vertebral y penetran en el
hueso del cuerpo, entonces reciben el nombre de las fibras de Sharpey (Figura 2.6).
Figura 2.6 Fibras de Sharpey
NÚCLEO PULPOSO (NP)
El núcleo pulposo, central, está rodeado de láminas internas del anillo fibroso El núcleo
se forma 1je una red fina de proteoglicanos tipo 11, fibras de elastina y de gel.
El proteoqlicano más abundante del núcleo es el agrecano. El agrecano tiene una alta
concentración del anión glucosamínoglicano, como el KS y el condroitín sulfato, que
tiene propiedades osmóticas especiales y brindan una resistencia a la compresión.
Es el centro del núcleo donde se encuentra la mayor cantidad de agua y
proteoglicanos. Las fibras de elastina se disponen de manera radial y están embebidas
en un gel muy hidratado que contiene agrecano. Estas fibras llegan a medir hasta
150um o más. Las células del NP son en general condrocitos.
PLACA CARTILAGINOSA (PC)
La PC separa al núcleo pulposo y al anillo fibroso del hueso de la vértebra adyacente.
La PC es una delgada capa de cartílago hialino con un espesor promedio de 0.6 mm y
es más delgada en el centro, está compuesta dE, moléculas hidratadas de
proteoglicanos en una red de fibras de colágeno.
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El cartílago hialino es el mayor componente de la PC y actúa como una membrana
semipermeable que facilita la difusión de solutos desde la vértebra hacia el DIV y
previene que el núcleo pulposo migre hacia el centro del cuerpo vertebral. La placa
vertebral está cubierta por esta capa de cartílago y por una profunda capa calcificada y
subyacente al hueso subcondral.
La porción mineralizada de la placa vertebral es penetrada por canales, a través de los
cuales emergen los capilares. Esos capilares conectan los espacios trabeculares a la
placa cartilaginosa, pero no la penetran. La PC se comporta también como la red
vascular del anillo fibroso.
Varios estudios han demostrado que la región central de la PC es la ruta predominante
del transporte para el proceso metabólico del disco. Los c2mbios relacionados con la
edad ocasionan trastornos en la estructura de la PC y pueden disminuir el flujo
sanguínec y disminuir la fusión. Cualquier alteración en la integridad o en la relación de
cada una de las tres estructuras mencionadas puede resultar en un compromiso de la
función de,I DIV.
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3 Padecimientos y tratamientos
Desde las primeras descripciones de la fusión vertebral por Hibbs y Albee, la artrodesis
vertebral se ha realizado para diferentes padecimientos. Éstos incluyen tuberculosis y
otras infecciones, fracturas deformidades congénitas o adquiridas. artritis y otras
enfennedades degenerativas. así como lesiones en los discos vertebrales.
Columna lumbar
Las fusiones de la región lumbosacra para lesiones de~1enerativas, traumáticas y
congénitas son comunes. Las indicaciones y las técnicas para la fusión vertebral y el
cuidado postquirúrgico varían de un centro ortopédico a otro. Muchos ortopedistas
prefieren una artrodesis posterior, una modificación del proceso de fusión
intertransverso, utilizando una gran cantidad de hueso ilíaco autógeno. En ocasiones
esta técnica se puede acompañar de una fijación interna. Antes del uso de
instrumentación, el médico debe revisar cuidadosamente y completamente el estado
del implante, es decir, sus riesgos e indicaciones, así como la aprobación de la FOA.
Los proc,esos de fusión posterolateral o intertransverso también se usan con
frecuencié1. solos o combinados con una fusión anterior, con o sin fijación interna
posterior Otros médicos prefieren fusiones intervertebrales desde una aproximación
posterior, anterior, retroperitoneal o transperitoneal.
Para una fusión lumbar, la mejor técnica para un determinado paciente resulta
controversia!. La decisión del médico se debe basar en la entidad patológica a tratar. la
biomécanica esperada que se va a aplicar, el potencial para sanar, así como la
experiencia del cirujano. El adecuado balance se puede obtener entre la necesidad de
16
una posible inestabilidad aumentada al descomprimir el nervio y las estrategias para
incrementar la estabilidad y promover la fusión.
Artrodesis intervertebral lumbar
En la literatura se reportan un gran número de indicaciones para una artrodesis de
columna lumbar anterior. En la clínica, las indicaciones se pueden clasificar en tres
categorías: lesiones degenerativas, lesiones congénitas y lesiones traumáticas. En la
primera se incluyen el desbridamiento por infección, tuberculosis, extracción tumoral,
espondiloli~tesis, desarreglo del disco intervertebral. La segunda categoría abarca la
corrección de la cifosis y escoliosis, mientras que la descompresión neural después de
una fractura entra en la tercera. Ocasionalmente se utiliza para lograr estabilidad
cuando la artrodesis posterior no se logra alcanzar.
El manejo racional del dolor de la espalda baja debe basarse en un diagnóstico preciso.
Los síndromes de dolor en esta área son variados y las dificultades para el diagnóstico
están siempre presentes. El tratamiento varía de acuerdo al perfil físico y emocional del
paciente, y a la experiencia del cirujano. La hemilaminectomía y a descompresión de
las raíces ele los nervios sigue siendo el procedimiento quirúrgico más utilizado para el
constante clolor de espalda baja.
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4 Biomateriales en las cajas
intervertebrales Recientemente Williams definió un biomaterial como "... una sustancia que ha sido
manipulada de manera ingenieril para que tome una forma, la cual, aislada o como
parte de un complejo sistema, es usada para dirigir, al controlar las interacciones con
componentes vivos, el curso de cualquier procedimi-9nlo terapéutico o de
diagnóstico ... " [1]. Antes se definía como un material inerte diseñado para minimizar
las potenciales respuestas del huésped.
Todos los materiales cuando son implantados en tejido vivo a:::tivan una respuesta en el
huésped que expresa los primeros pasos de la reparación tisular. El diseño moderno de
implantes eistá dirigido en el uso de su respuesta inmune para mejorar la integración
del implante, al mismo tiempo que se evita que perdure la inflamación crónica y las
reacciones extrañas, y así la pérdida de la función deseada [2].
Los biomciteriales que emulan la matriz extracelular fisiológica pueden tener el
potencial para poder modular el sistema inmune al mejorar o suprimir las funciones de
las células inmunológicas normales [2].
Cada año, más de 22 millones de implantes óseos se realizan en todo el mundo para
tratamiento de distintos padecimientos como reemplazo articular, artrodesis en columna
y huesos largos, reconstrucciones debidas a tumores malignos, y reconstrucciones
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complejas para inestabilidad y deformidad. [3] Los injertos de hueso autógeno se
siguen considerando como el estándar de oro, ya que provee los componentes básicos
requeridos para estimular la reparación esquelética [3].
Un material osteoconductivo es aquel que funciona como un andamiaje, para soportar
el crecimiento interno de los capilares, tejido perivascular, y células osteoprogenitoras.
Este proceso ocurre en una secuencia ordenada determinada por la estructura
tridimensional del implante, el suministro de sangre local, y las fuerzas biomecánicas
ejercidas en el implante y el tejido del entorno [3]. La osteogénesis de refiere al proceso
de formación del hueso, mientras que un material osteogénico es aquel que contiene
células vivas capaces de diferenciarse en hueso [3].
Un implante óseo ideal debe proveer un andamiaje para la osteoconducción, factores
de crecimiento para la osteo1nducción, y células progenitoras para la osteogénesis. Los
materiales que se encuentran disponibles para injertos óseos son cerámicos de fosfato
de calcio y sulfato de calcio, vidrio bioactivo, polímeros biodegradables, BMP (bone
morphogenetic protein) recombinante humano, y células de la médula ósea autólogas.
Cada uno de estos materiales cabe en una sola de las tres características
mencionadas. Actualmente existe un gran interés en mejorar estos materiales, puesto
que un injerto óseo efectivo puede evitar algunas de las lim:taciones asociadas con el
uso de hueso autólogo Estas limitaciones incluyen el requerimiento de una cirugía
adicional para retirar hueso, la disponibilidad de suficiente injerto en tamaño y forma,
así como el riesgo de causar dolor de larga duración, fractua, lesión de los nervios e
infección [4]
DESCRIPCIÓN Y CARACTERÍSTICAS DEL PEEK
El polieter eter cetona (polyether ether ketone, PEEK) es un termoplástico dúctil y
cristalino con estabilidad de largo término. Funciona como material de matriz para
resinas. Estudios previos han demostrado que el PEEI< tiene un alto grado de
biocompatibilidad y por lo tanto se utiliza como implante médico. El PEEK posee un
módulo de elasticidad comparable con el del hueso. por esta razón se ha utilizado
como implante intervertebral. Adicionalmente, el PEEK se distingue por ser
19
radiotransparente, de alta duración, con alta resistencia química y térmica, y con
propiedades favorables de fricción [5]. La propiedad de radiotransparencia le permite la
incorporación de marcadores de titanio que ayudan a su seguimiento por examinación
radiológica.
DESCRIPCIÚN Y CARACTERÍSTICAS DE LA HIDROXIAPATITA
Cerámicos de fosfato de calcio
Los cerámicos de fosfato de calcio son materiales osteoconductivos producidos por
sinterización, proceso en el cual sales minerales se calientan a más de 1000 ºC. El
sinterizado reduce la cantidad de apatita carbonatada (una forma débil e inestable de la
hidroxiapatita). Un buen andamiaje osteoconductivo debe tener una adecuada
estructura tridimensional para permitir la osteointegración y la invasión de células y
vasos sanguíneos. Además debe ser biocompatibe y biodegradable, con propiedades
biomecánicas similares a aquellas que rodean el hueso. MJchos cerámicos usados
como injertos óseos permiten que ocurra la osteoconducción. A pesar de esto, su
fragilidad y su pobre resistencia tensora limitan su uso como material para injerto óseo.
La primera vez que se reportó el uso de cerámicos de fosfato de calcio fue en 1920
para reparar defectos óseos por Albee. Pero no fue hasta los 1970s que los fosfatos de
calcio, y en particular la hidroxiapatita, fueran sintetizados, caracterizados y usados en
el ámbito clínico.
Hidroxiapalita
Desde un perspectiva funcional, los cerámicos de han clasificado en cerámicos de
absorción rápida o absorción lenta. La hidroxiapatita (HA) es un componente de
absorción lenta que se obtiene del coral marino. Existen diferentes tratamientos y
metodologías de este cerámico para convertirlo en una estructura mecánicamente
estable con diámetros de poro entre 200 y 500 µm, una estructura similar al hueso
trabecular del humano [3] En la Figura 3.1 se ilustran distintas formas de este
cerámico, así como una imagen de microscopía electrónica que muestra su estructura
tridimensional interna.
20
lnterpore es una hidroxiapatita de coral y fue el primer injerto óseo basado en fosfato
de calcio aprobado por la FDA. Los estudios de Bucholz para tratar a un grupo de
pacientes con fracturas en la tibia con hidroxiapatita lnterpore, revelan que no hubo
absorción del cerámico después de tres años de seguimiento al implante. Esto resaltó
el alto potencial del uso de HA como relleno óseo [3].
Figura 4.1 (a) Diferentes piezas y polvos de hidroxiapatita fabricados por Covalent Materials
Corportaion. (b) Imagen de microscopía electrónica que muestra los poros esféricos de la
hidroxiapatita (100-200 µm). (Yoshikawa et a/.2009)
21
5 Biomodelado de la caja
intefvertebral Recientemen•:e se han realizado grandes esfuerzos para mejor2,r los problemas clínicos
de la cirugí21 ortopédica debidos a las complejidades de fracturas, deformidades
congénitas o adquiridas. Aunque las técnicas de radiología ::onvencionales se han
utilizado am~ liamente en la clínica, no pueden proveer suficiente información para
casos complejos. Por consiguiente, para buscar una solución, más y más ortopedistas
están interesados en la ingeniería biomédica clínica basada en computadoras [6]. En
este estudio se desarrolló un espaciador intervertebral utilizando una técnica de
biomodelado para producir un modelo físico tridimensional (30) de tamaño real por
medio del prototipado rápido (PR).
METODOLOGÍA Y RESULTADOS
Basados en modelos de distintos fabricantes se decidió por optar por las siguientes
dimensiones para la pieza:
• Altura: 1 O mm
• Ancho: 12 mm
• Largo: 12 mm
• Ángulo de lordosis: 2.5° por superficie
• Profundidad del indentado: 0.4 mm
Como podemos observar en la Figura 5.1, el dispositivo presenta formas convexas en
sus superficies superior e inferior lo cual le proporciona la estabilidad necesaria para
soportar las diferentes cargas biomecánicas a las que se ve inmersa.
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Figura 5.1 Captura de pantalla de la caja intervertebral modelada.
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El modelo 30 real se produjo utilizando un sistema de manufactura de PR (ZPrinter®
150, ITESM, Ciudad de México). El archivo *.stl se importó a la computadora de la
impresora y en 17 minutos se imprimió el modelo con el material zp131. Finalmente se
obtuvo el modelo que se muestra en la Figura 5.2.
Figura 5.2 Modelo 30 del espaciador intervertebral impreso por medio de prototipaje rápido.
23
6 Biomecánica del disco
intervertebral INTRODUCCIÓN
El disco intervertebral es capaz de exhibir respuestas anabólicas y catabólicas de
acuerdo con el tipo de estímulo mecánico, que dependerán del tipo de carga, la
duración, la ma,;¡nitud y la zona anatómica en donde se encuentra la célula.
En general una baja o moderada magnitud de compresión estática, presión osmótica o
presión hidros!3tica incrementa la respuesta catabólica de las células, primariamente
en las células ele las capas internas del AF y el NP.
Se puede considerar que las altas magnitudes de cargas provocarán una respuesta
catabólica marcada elevando los genes de las proteasas o la expresión de proteínas o
su actividad. Los cambios en los factores micromecánicos pueden ser importantes para
el estudio de las respuestas celulares en la degeneración del DIV incluyendo a la
muerte celular por apoptosis, al incremento de la actividad catabólica y a disminución
de la biosíntesis.
El DIV es una estructura heterogénea, que contribuye a brindar flexibilidad y soporte a
la columna vertebral. Sus tres zonas anatómicas son en estructura y mecánica muy
distintas, pero con un gran acoplamiento. el cual contribuye para la correcta realización
de las funciores del DIV.
24
Un disco no degenerado posee un núcleo liso, con un material gelatinoso que contiene
gran cantidad ele agua, glicosamínoglicanos con carga negativa, colágeno y proteínas
no colágenas. Los proteoglicanos, con su carga negativa dentro del núcleo y la presión
del líquido intersticial, le confieren la característica de mantenerse a tensión. Esta
presurización del líquido contribuye a la característica mecánica de soportar cargas.
Dicho de otro modo, la naturaleza isotrópica y gelatinosa del núcleo pulposo es una
característica fundamental para que las fuerzas a las que se ve sometido la columna,
se distribuyan de manera equitativa hacia el anillo fibroso o hacia la periferia del DIV.
La función mecánica del tejido conectivo depende de la estructura de la matriz
extracelular, la cual es mantenida por las células. Estas células son las responsables
de la ca-coordinación de la síntesis de matriz extracelular durante el desarrollo del
tejido conectivo, la maduración y la respuesta a la lesión. La evidencia sugiere que
dentro del tejido conectivo, la arquitectura de la extensa matriz extracelular tiene
influencia sobre la capacidad de la célula para que sienta, mantenga y responda a los
cambios químicos dentro de la matriz extracelular.
Para cada región del DIV, existen desarrolladas de manera especializada, grupos
celulares que tienen diferencias en su estructura, forma y capacidad para resistir
diferentes condiciones del microambiente. Hay variaciones en la forma de las células
en las diferentes regiones del anillo fibroso, como lo apoyan los estudios de
Postacchini, Errington y Hastreiter.
Se han documentado células esféricas en el anillo fibroso interno y en el núcleo
pulposo. mientras que las células de las capas externas del anillo fibroso tienen
predominantemente forma alargada y unas pocas son esféricas. Las células del anillo
fibroso externo, van cambiando de manera gradual su arquitectura, y pasan de ser
células fusiformes a esféricas conforme se adentra la observación en el anillo fibroso
interno.
Las células fusiformes dentro de las láminas del anillo fibroso externo se extienden a
través de las fibras de colágeno por prolongaciones longitudinales, que cambian
gradualmente hacia la posición radial. En la periferia del disco, estas prolongaciones
25
longitudinales de la célula son muy largos, con una longitud que puede exceder las 60
micromicras desde el cuerpo celular a la punta, y se van reduciendo en longitud y
simultáneamente se incrementan en grosor con cada lámina sucesiva hacia las fibras
internas del anil:o.
En las fibras del anillo interno, las células esféricas de esta zona tienen uno o dos
procesos cortos. Estas células se intercalan con células de grandes cuerpos celulares,
que son morfológicamente muy distintas, presentan prolongaciones largas y exhiben
ramificaciones que no tienen una dirección de preferencia determinada.
Podríamos decir que el disco intervertebral es un tejido complejo y heterogéneo, que
está sujeto a fuerzas de tensión, de compresión y a fuerzas hidrostáticas, con una
estructura celulm intrincada y una matriz extracelular para satisfacer esas demandas.
Una carga dinámica compresiva baja, de unos 0.2 a 1 MPa, lo cual equivale a pararse
de una silla, promueve el remodelamiento anabólico, lo que incluye un aumento en los
rangos de la biosíntesis, mientras que cargas de mayor magnitud, de actividad
fisiológica como 0.2 a 2.5 MPa que es similar a levantar un peso de unos 20 kg puede
resultar en claros signos de remodelación, que incluye daño estructural, disminución de
la viabilidad celular y remodelación catabólica que pueden ser medidas a través de las
propiedades mecánicas, de la histología del tejido, de las mediciones bioquímicas, de
la incorporación del sulfato y del análisis de la reacción en cadena de la polimerasa
cuantitativa en tiempo real.
Las cargas mecánicas cíclicas que se aplican al DIV son capaces de provocar daño a
su estructura. La sola aplicación de cargas mecánicas cíclicas sobre las células del NP
y el AF incrementan la síntesis de mediadores de la inflamación como la
prostanglandina--E2. Estos resultados implican que las cargas mecánicas cíclicas en
combinación con los estímulos inflamatorios, pueden contribuir al dolor en la
enfermedad del DIV a través de la regulación de la PGE-2.
En la figura 6.1 podemos observar al DIV bajo compresión dinámica, mientras que en la
figura 6.2 podemos observar al DIV bajo compresión estática.
26
Figura 6.1 DIV bajo compresión dinámica
Figura 6.2 DIV bajo compresión estática
La compresión estática causa una pequeña disminución de la concentración de
oxígeno, pero provoca grandes cambios en la concentración de lactato y el pH dentro
del DIV, especialmente en la interface entre el NP y el AF.
Cuando el DIV se somete a cargas dinámicas, la concentración de oxígeno y el pH se
incrementan mentras que la concentración de lactato disminuye dentro del DIV,
excepto en la región cercana a la interface NP-AF. Estos valores cambian según la
permeabilidad de la plataforma.
Los efectos de la carga dinámica sobre el transporte de oxígeno y lactato son más
pronunciados en la región impermeable de la plataforma o en la orilla del AF.
Las cargas dinámicas aumentan el consumo de oxígen y la producción de lactato. Si se
incrementan los. periodos de las cargas dinámicas, también aumentan los rangos de
consumo de oxígeno y la producción de lactato.
27
El núcleo y el anillo consisten en una red densa de colágeno embebida en un gel
hidrofílico con un alto contenido de agua y con una presión interna de 0.1 MPa como
promedio en la posición supina. Esta presión es causada por las propiedades de
turgencia de los proteoglicanos. Las cargas fijas del material causan una diferencia en
la concentración de iones entre el material y la solución, lo que resulta en un gradiente
de presión osmótica Donnan. Este gradiente atrae el agua dentro del disco, loq ue da
como resultado un alto contenido de la misma. La red del colágeno, especialmente la
del anillo, previene que el disco se hiche sin restricción, conduciéndolo hacia una
presión interna y pretensando la tensión osmótica del AF Si la presión osmótica
disminuye, como en los casos ele deshidratación de los discos con degeneración, es
posible que se genere una fisura en el DIV. El estrés local cont1·ibuye a aumentar los
riesgos de propagación de la fisura y a que se produzca una hernia.
La placa cartilaginosa superior e inferior regula la difusión de nutrientes y de los
productos del metabolismo del DIV y también contribuye al efecto de presurización del
líquido que en parte se regula por la porosidad de la placa, por su permeabilidad y por
la dirección del flujo del líquido. Los componentes del DIV, juntos, trabajan como una
unidad integral para brindarle sus características mecánicas.
El anillo fibroso es una estructura fibrocartilaginosa con una organización muy
especializada a manera de láminas que contiene gran cantidad de fibras colágenas
entrelazadas entre sí. con una orientación que varía 60 grados con relación a la lámina
adyacente. Esta organización tiene como resultado que s,3 tenga un material
anisotrópico. principalmente en tensión, con diferencias en las fuerzas de tensión
orientadas en dirección circunferencial, axial y radial. En la vida diaria el AF está de
manera constante sometido a tensión en los movimientos fisiológicos de la columna
(Figura 6.3). en parte debido a la fuerza de expansión ejercida desde el propio núcleo
pulposo, pero también a las fuerzas que lo comprimen y que tienden a deformarlo y a
pandearlo.
28
Figura 6.3 Presiones en las fibras del AF
Las propiedades mecánicas del tejido dependen de un juego biomecánico entre la
resistencia a la tensión que brindan las fibras de colágeno y los complejos muy bien
hidratados de los proteoglicanos que son extremadamente resistentes a las fuerzas de
cizallamiento. Las fibras de colágeno proporcionan la fuerza, una red que limita a los
proteoglicanos bien hidratados, la acción combinada de colágenos y proteoglicanos
permiten al DIV deformarse en respuesta a la compresión, a la inclinación y a la torsión.
Las características mecánicas de la matriz del DIV cambian de acuerdo con la región y
al estado de degeneración. Las pruebas mecánicas del anillo fibroso, en
configuraciones de carga en tensión han mostrado que el módulo de equilibrio de
pende de la or~Janización de las fibras de colágeno, con módulos que son una o dos
veces más altos de la magnitud más alta de la dirección de las principales fibras de
colágeno (5-30 MPa), comparada con la dirección transversa o radial (0.2-2 MPa). Las
pruebas en compresión del anillo fibroso revelan una matriz que es sustancialmente
menos rígida (0.3 MPa), debido a que las fibras de colágeno no tienen carga cuando el
tejido es comprimido.
La mecánica celular del AF (Figura 6.4) se influye poderosamente por el
desplazamiento de las fibras de colágeno dentro de la matriz extracelular y no puede
ser inferido dire:::tamente desde la aplicación de carga a los tejidos. Dentro de las cajas
laminares, los núcleos las células parecen estar relativamente a salvo de la aplicación
de tensión hacia el DIV cuando este se somete a la flexión.
29
Figura 6.4 Mecánica celular del AF
Cuando existe deshidratación de las fibras internas del AF, las cargas compresivas son
insuficientemente convertidas en la integración del progresivo soporte de las tensiones.
La pérdida de tono del AF en los DIV degenerados resulta en un retraso de la
conversión mec,3nica y se encuentra bajo una fuerza axial de compresión (Figura 6.5),
lo que reduce la capacidad anisotrópica, comparado con un DIV normal.
Figura 6.5 Distribución de la compresión en el DIV
Estos cambios actúan sobre todo en la región posteroexterna del AF, en donde se
encuentra la mayor disrupción de las láminas. También en esta zona es donde se
concentra la mayor parte del estrés durante las cargas y es el sitio que con mayor
probabilidad pueden ocurrir desgarros anulares, fisuras, protrusiones, extrusiones y
secuestros.
30
En cuanto a las propiedades mecánicas del núcleo pulposo éstas han sido menos
estudiadas. Se han hecho pruebas de cillazamiento y torsión. Las características de
cizallamiento del NP son no lineales, lo que refleja la presencia de polímeros dispersos
que mecánicamente interactúan a través de enlaces físicos y químicos que pueden ser
modificados por la carga. Aumentos en la rigidez por cizallamiento del NP se han
observado en los núcleos pulposos degenerados indicando una disminución de la
hidratación y cambios en las estructuras de las proteínas y proteoglicanos. Estos
cambios corresp·:>nden a las alteraciones en los fenómenos electrocinéticos del núcleo,
pero aún no han sido debidamente estudiados.
En lo que respecta a las propiedades mecánicas de la célula, podemos decir que las
células internas y externas del anillo tienen propiedades mecánicas similares. Su
módulo de cizallamiento como promedio es de 0.09 kPa, el cual es semejante al de los
condrocitos humanos, pero menor que el de los fibroblastos medido en condiciones
similares. Las células del núcleo pulposo son más rígidas que las del anillo fibroso, con
un módulo de cizallamiento de 0.55 kPa Estas diferencias pueden reflejar el mejor
desarrollo del citoesqueleto en las grandes células del núcleo pulposo, sobre todo las
células de la notocorda.
Las células del anillo fibroso y tal vez las del núcleo pulposo pueden estar rodeadas por
una región de matriz pericelular que es rica en colágeno tipo VI. Estudios de mecánica
celular en el cartílago articular han revelado que la rigidez de la región de la matriz
pericelular es mucho mayor que la de la célula (65 kPa) y esto puede proteger o aislar
a la célula de gradientes sustanciales de estrés, rigidez, deformación y flujo.
Regresando a las características mecánicas del anillo fibroso, podemos decir que su
función mecánica es doble, ya que por un lado contribuye a la movilización de la
columna al facilitar la flexión, extensión, inclinaciones laterales y torsión y por otro lado
es el responsable de resistir las fuerzas radiales que se generan en el núcleo al ser
sometido a carga compresiva. La movilidad del AF se facilita a través de la extensión y
reorientación de los elementos de la MEC.
:ll
Las células del núcleo del DIV y de las láminas internas del anillo, pero no así las
células de las ;áminas externas del anillo, están sometidas a grandes presiones
hidrostáticas. L21s fibras externas del anillo, en contraste, soportan las fuerzas de
tensión durante la flexión, extensión o torsión del disco. La presión intradiscal se
correlaciona con la magnitud de la deformación. El máximo cizallamiento del momento
de inclinación y levantando un peso determinado y se localiza posteriormente.
Las bases mecánicas para que el DIV convierta la carga axial a tensión circuferencial,
requiere que el volumen del NP permanezca contenido, sea elástico y deformable. Si la
región del AF está lesionada o violada, o la cicatrización de una lesión es incapaz de
contener al NP, en difrentes posiciones del cuerpo, como al estar de pie por mucho
tiempo, el DIV puede sufrir desplazamiento, que es proporcional a su estado de
degeneración.
Aún más en el individuo normal, esta degeneración del DIV puede resultar en una
matriz rígida que no provee la rernodelación del DIV adecuada, como la que posee un
DIV con morfología normal, y si la carga axial que soporta el individuo no se puede
reducir, entonces es muy difícil mantener esta fuerza por una matriz rígida, lo cual
puede acelerar la propagaciónde fisuras en el AF y provocar una hernia.
Cuando existe muy poca carga, como en la inmovilización, se reducen los rangos de
biosintesis y, por otro lado, una sobrecarga puede causar un daño estructural y
alteraciones en las características biomecánicas del DIV.
Las cargas dinámicas se experimentan durante actividades de un día común en la vida
del ser humano y deben ser necesariamente incluidas cuando se intenta identificar
patrones que pueden representar riesgos en la estructura, la biomecánica y la
biosíntesis del DIV.
Las presiones intradiscales se han medido realizando actividades de la vida diaria
desde Nachemson hasta Wilke. l::n el estudio de Wilke se mide la presión intradiscal
justo en el centro del disco, en vivo, en un hombre sano sin antecedentes de dolor
lumbar con un peso de 70 kg y una altura de 1.68 m. La aguja de medición se insertó
en el nivel de L4-L5, registrándose valores para diferentes posiciones Las unidades se
32
registraron en MPa. El disco L4-L5 se visualizó previamente con l~MN y no mostraba
signos de degeneración y su área fue de 1800 mm cuadrados, dando como resultados
diferentes valores, loa cuales se muestran en la tabla uno que se muestra a
continuación.
Tabla 6.1 Presiones en el DIV en diversas posiciones de la vida diaria del ser humano
Posición Presión
Acostado boca arriba 0.1 MPa
Acostado de lado 0.12 MPa
De pie y relajado 0.5 MPa
De pie y flexionado hacia adelante 1.1 MPa
Sentado en cuc:lillas 0.46 MPa
Sentado con máxima flexión 0.83 MPa
Levantando un peso de 20 kg con flexión de cintura 2.3 MPa
Levantando un peso de 20 kg con flexión de rodillas 1.7 MPa
Levantando un peso de 20 kg pegado al cuerpo 1.1 MPa
Trotando con zapato normal 0.53 a 0.95 MPa
Trotando con z:apato tenis 0.53 a 0.65 MPa
Caminando descalzo y con ten is 0.53 a 0.65 MPa
Podemos apreciar en base a los datos de la tabla uno que en la posición en donde se
desarrolla menos presión en el disco es cuando nos acostarnos boca arriba y la
'' _.,_,
posición más comprometedora por la intensa presión hacia el DIV es cuando estando
de pie, se carga un objeto y se flexiona la cintura. También es interesante notar que un
tenis disminuye un poco la presión en el disco, cuando se trota, pero no sucede lo
mismo cuando se camina, en cuyo caso las presiones del DIV son similares. Una parte
muy útil de estos estudios es la serie de recomendaciones que se pueden hacer al
paciente con molestias de espalda debidas a trastornos del DIV y que tienen por
objetivo disminuir la presión en la columna y mejorar la función.
Al realizar una serie de reglas matemáticas podemos darnos cuenta de lo que
aproximadamente carga un DIV en condiciones normales. Por ejemplo si al levantar un
objeto de 20 kg flexionando la cintura se generan 23.45 kg ppor cada centímetro
cuadrado, y el disco L4-L5 mide en promedio unos 18 cm cuadrados, obtendremos una
presión de 422.1 kg de carga para dicho disco.
Desde el punto de vista de la ingeniería el DIV es un material que presenta las
siguientes características:
• Heteroqéneo: Compuesto de partes de diversa naturaleza.
• Anisotrópico: Material que tiene la propiedad según la cual determinadas
propiedades como la elasticidad, temperatura, conductividad, entre otras
varían según la dirección en que son examinadas.
• Cargado: La carga eléctrica es una propiedad intrínseca de algunas
partículas subatómicas que pierden y ganan electrones y se manifiesta
mediante atracciones y r,gpulsiones.
• Poroso: La porosidad es el porcentaje entre el volumen de huecos de un
material y su volumen total del material incluyendo los poros.
Las estructuras fibrocartilaginosas como los meniscos y el DIV contienen grandes
cantidades de colágena tipo I por lo que son anisotrópicos, de tal manera que sus
propiedades mecánicas varían con la posición del espécimen y la dirección de las
pruebas. Las propiedades mecánicas del DIV están intermedias entre el cartílago
hialino y el tendón, o parecida a la del fibrocartílago La fuerza de tensión del
34
fibrocartílago est~1 cerca de los 1 O MPa, siendo menor que la del tendón (55 MPa) pero
mayor que la del cartílago hialino (4 MPa).
En los análisis de elementos finitos también se han investigado la presión intradiscal, la
fuerza cizallante entre el anillo y la plataforma vertebral y las tensiones de las fibras en
el anillo bajo momentos solos y combinados. Usando un modelo tridimensional, no
lineal de elementos finitos de L4-L:5 se aplicaron momentos no constreñidos de 7.5 Nm
en todos los planoas anatómicos con y sin precarga axial de 500 N. La dirección de la
carga fue cambiando en un ángulo de 15 grados entre los 3 planos anatómicos para
realizar una combinación de momentos. La presión intradiscal es muy alta en flexión
(0.35 MPa), seguida de la extensión (0.18 MPa). La tensión de cizallamiento entre el
anillo y la plataforma inferior bajo un momento, con inclinación lateral genera una
tensión de 39.7% mientras que la rotación axial de 32.8%. El máximo cizallamiento
ocurre en el lado ipsilateral de AF. Si se combina la inclinación lateral con la extensión
y la flexión se produce un aumento significativo de la fuerza cizallante mayor de 44.7%
en la parte posterior del AF. En contraste, la combinación de rotación axial derecha con
inclinación lateral y rotación axial y extensión, la tensión de cizallamiento disminuye. La
máxima tensión de las fibras se observa en las fibras internas del AF en todos los
movimientos excepto en la rotación axial.
35
METODOLOGÍA DE LAS PRUEBAS BIOMECÁNICAS
Para comenzar a describir la metodología seguida en este apartado vale la pena
mencionar que para la realización de esta etapa ya contábamos con el biomodelado del
espaciador intervertebral lo cual se describió en la sección cinco de nuestro trabajo.
Para la realización de las pruebas biomecánicas fue necesario utilizar un sistema el
cual estaba compuesto por vértebras lumbares de cerdo entre las cuales se colocaba el
espaciador intervertebral (Figura 6.6).
Figura 6.6 Sistema de vértebras y espaciador
Para ello debimos de obtener vértebras lumbares de cerdo (L4-L5), las cuales se
limpiaron y se colocaron sobre latas de aluminio que contenían yeso, lo cual sirvió para
darle sostén al dispositivo. Los elementos utilizados para la realización de este proceso
se pueden observar en la 6.7.
36
Figura 6.7 Proceso de preparación del sistema
Vale la pena mencionar que para realizar una primera comparación entre las pruebas
biomecánicas, también se preparó un sistema de vértebras de cerdo en las cuales se
dejó el disco intervertebral (Figura 6.8). Esto se realizó con el objetivo de observar a
que cargas aplicadas sobre el sistema se generarían fracturas o rompimiento en el
sistema, lo cual nos sería útil para detectar hasta que cargas nuestro dispositivo
debería ser capaz de soportar.
Figura 6.8 Sistema de vértebras con disco.
Ya con nuestros dos sistemas preparados, acudimos al Laboratorio de Mecánica del
ITESM CCM para preparar una base de aluminio la cual tiene como objetivo lograr
aplicar la mayor parte de la carga sobre el espaciador intervertebral.
37
Para la preparación de la base de aluminio en primer lugar debimos de realizar un corte
sobre dicha base como se observa en la figura 6.9.
Figura 6.9 Corte sobre la base de aluminio
A continuación se utilizó un taladro especial para realizar incisiones sobre la base de
aluminio con el objetivo de poder colocar un tornillo, el cual aplicaría la mayor parte de
la carga al espaciador, y tres resortes los cuales le darían cierto amortiguamiento al
sistema y ayudarían a que la carga aplicada fuera mayor en el punto donde se
encuentra la caja. Vale la pena hacer mención que buscamos aplicar mayor carga
sobre el espaciador debido a que nuestro objetivo es visualizar la resistencia de dicho
dispositivo.
En las imágenes 6.1 O y 6.11 podemos observar a los dos miembros del equipo utilizar el
taladro para realizar las incisiones sobre la base de aluminio.
Figura 6.10 Miembro del equipo utilizando el taladro.
38
Figura 6.11 Miembro del equipo utilizando el taladro
Por otra parte en las figuras 6.12 y 6.13 podemos observar como quedo nuestra base
de aluminio al colocar el tornillo y los tres resortes. Es importante comentar que para
fijar el tornillo utilizamos una tuerca y a su vez para fijar los resortes utilizamos tornillos
más pequeños con sus respectivas tuercas.
Figura 6.12 Base de aluminio con
tornillo y resortes (Vista superior)
Figura 6.13 Base de aluminio con
tornillo y resortes (Vista inferior)
Ya con los elementos necesarios para iniciar las pruebas biomecánicas acudimos al
Laboratorio de Mecánica del ITESM CCM para utilizar la máquina de ensayos universal
(Figura 6.14) con la cual realizaríamos las pruebas.
39
Figura 6.14 Máquina de ensayo universal.
Antes de proseguir con la explicación de la metodología vale la pena mencionar que las
pruebas que realizamos sobre los sistemas solamente implicaron cargas de
compresión. El equipo decidió sólo realizar este tipo de pruebas, en primer lugar,
porque la compresión es la carga más común que sufre el disco intervertebral y por lo
tanto el espaciador, y en segundo lugar, para poder realizar un análisis de resultados
completo basándonos en un solo tipo de carga, porque de no ser así, tendríamos
demasiado material a analizar y por cuestiones de tiempo no seríamos capaces de
concluir nuestras pruebas y analizar los resultados de manera adecuada.
También es importante comentar que la máquina de ensayo universal se encuentra
conectada a una computadora, la cual a su vez tiene un software llamado TRAPEZIUM
con el cual se eligen las variables que se quieren medir y obtener (Figura 6.15).
40
Figura 6.15 Software Trapezium
La siguiente acción que se realizó fue colocar en la máquina de ensayos el sistema
formado por las vértebras y el disco intervertebral (Figuras 6.16 y 6.17).
Figura 6.16 Ensayo sobre sistema
de vértebras con disco
Figura 6.17 Ensayo sobre sistema
de vértebras con disco
En la figura 6.18 podemos observar a los integrantes del equipo utilizando la máquina
de ensayo y el software para aplicar compresión sobre el sistema de las vértebras.
41
Figura 6.18 Integrantes del equipo realizando pruebas biomecánicas sobre el sistema
Al terminar las pruebas con el primer sistema (vértebras con disco) colocamos nuestro
segundo sistema, el cual está conformado por las vértebras y la caja intervertebral
(Figura 6.19) sobre la máquina de ensayo.
Figura 6.19 Sistema de vértebras con espaciador sobre la máquina de ensayos
Sobre dicho sistema colocamos la base de aluminio con los resortes y el tornillo. Como
se puede observar en la figura 6.20 la parte del tornillo se encuentra colocada
justamente arriba de nuestro dispositivo intervertebral, ya que como se mencionó
anteriormente, lo que se busca con esta prueba es aplicar la mayor carga posible sobre
el espaciador intervertebral para observar su capacidad resistiva.
42
Figura 6.20 Sistema de vértebras con espaciador sobre la máquina de ensayos con la base de
aluminio
Al tener nuestro dispositivo completo sobre la máquina de ensayo comenzamos a
aplicar compresión sobre el sistema. Comenzamos con carga pequeñas aplicada a una
velocidad de desplazamiento de la máquina de medio milímetro por minuto.
Conforme pasaba el tiempo la carga iba incrementándose, y en este punto es
importante mencionar que el equipo decidió que la carga máxima que se le aplicaría al
sistema sería de 250 kgf.
Antes de proseguir con la explicación del procedimiento seguido, vale la pena aclarar
que en esta sección solamente estamos describiendo el método que seguimos para
aplicar las pruebas biomecánicas y será en la sección de resultados y análisis de
resultados en donde se describirán todos los detalles que incluyan valores de cargas
aplicadas, de nivel de resistencia del sistema, entre otras variables aplicadas a las
pruebas.
Siguiendo con la descripción del procedimiento seguido en las pruebas, se continuó
aplicando compresión sobre el sistema, la cual se incrementó con el tiempo, hasta que
observamos que la caja comenzaba a ceder a las cargas, es decir, cuando comenzó a
fracturarse debido a las fuertes cargas que se le aplicaron (Figura 6.21 ).
43
Figura 6.21 Ruptura del espaciador al aplicarse carga elevada.
Al observar que el espaciador se había fracturado completamente detuvimos la prueba
biomecánica, siendo importante aclarar que no se llegó a aplicar el valor de la carga
máxima (250 kgf).
Al detener la prueba desmontamos el sistema de la vértebra para observar el estado de
la caja, y como se puede observar en la figura 6.22, parte de la caja quedó
completamente destruida y una parte de ésta se hizo polvo.
Figura 6.22 Vista superior del sistema con espaciador intervertebral después de aplicarse la
prueba biomecánica
44
A continuación se realizaron pruebas biomecánicas sobre un tercer sistema, el cual
estaba conformado por vértebras y la caja intervertebral, pero en esta ocasión, se le
agregó al espaciador intervertebral una resina con el objetivo de brindarle mejores
características de rigidez (Figura 6.23).
Figura 6.23 Aplicación de resina al espaciador intervertebral
Dicho sistema se colocó sobre la máquina de ensayos y como se puede observar en la
figura 6.24 nuevamente se colocó la base de aluminio sobre nuestro sistema,
colocándose la parte del tornillo justamente arriba de nuestro dispositivo intervertebral.
Figura 6.24 Sistema de vértebras con espaciador con resina sobre la máquina de ensayos con
la base de aluminio
45
Al tener nuestro dispositivo completo sobre la máquina de ensayo comenzamos a
aplicar compresión sobre el sistema. Comenzamos con carga pequeñas aplicada a una
velocidad de desplazamiento de la máquina de medio milímetro por minuto.
Conforme pasaba el tiempo la carga iba incrementándose, y en este punto es
importante mencionar que el equipo decidió que la carga máxima que se le aplicaría al
sistema sería de 250 kgf.
Se continuó aplicando compresión sobre el sistema, la cual se incrementó con el
tiempo, hasta que observamos que la caja comenzaba a ceder a las cargas, es decir,
cuando comenzó a fracturarse debido a las fuertes cargas que se le aplicaron (Figura
6.25).
Figura 6.25 Pequeña fractura sobre el espaciador intervertebral
Vale la pena comentar que en la figura 6.25 la fractura que sufrió la caja es casi
imperceptible, pero al momento de realizar las pruebas los integrantes del equipo
pudimos observar que cuando se le aplicaba una carga al sistema de 133 kgf nuestro
dispositivo empezó a ceder y se le hizo una pequeña fractura en una de sus bases
laterales.
Al continuar con el incremento de carga sobre nuestro sistema, poco a poco nuestro
dispositivo fue perdiendo su capacidad resistiva hasta que el espaciador se fracturó
46
completamente (Figura 6.26 y 6.27) por lo que detuvimos la prueba biomecánica,
siendo importante aclarar que no se llegó a aplicar el valor de la carga máxima (250
kgf).
Figura 6.26 Ruptura del espaciador Figura 6.27 Ruptura del espaciador
Al terminar las pruebas biomecánicas utilizamos el software para obtener las gráficas y
datos de los resultados obtenidos con las pruebas aplicadas a los diferentes sistemas
(Figura 6.28).
Figura 6.28 Resultados obtenidos con el software
47
A continuación en la sección de resultados se mostrarán los datos y valores obtenidos
con las pruebas.
RESULTADOS DE LAS PRUEBAS BIOMECÁNICAS
Antes de comenzar con la explicación de los resultados obtenidos, es muy importante
mencionar ciertos procedimientos que se siguieron para poder llegar a dichos
resultados.
En primer lugar un dato que el software de la máquina de ensayo universal nos pedía
ingresar como dato era el área aproximada del disco intervertebral.
Para obtener este valor utilizamos un método el cual nos proporcionaría un área
aproximada de dicha región. Este método consistió, como se observa en la figura 6.29,
en medir con un vernier el ancho y la altura del cuerpo vertebral de la vértebra y utilizar
dichos valores como si el área que se estuviera midiendo fuera la de un rectángulo.
34.5 mm
Figura 6.29 Método de medición del área del cuerpo vertebral
48
Por lo tanto utilizando la fórmula para calcular el área del rectángulo obtuvimos el
siguiente valor:
Las razones por las cuales se decidió utilizar este método para el cálculo del área se
debió, en primer lugar, a que utilizamos diferentes especímenes de vértebras, por los
cuales las áreas del cuerpo vertebral iban a variar de manera significativa, y en
segundo lugar, porque con la utilización de este método podíamos utilizar un valor de
área aproximado, el cual no se encuentra muy alejado del valor real.
Otro dato que se nos pedía ingresar en el software de la máquina de ensayo era el
valor de la altura del sistema (Figura 6.30) al cual se le aplicaría la carga.
Altura del sistema
Figura 6.30 Altura del sistema
En este punto vale la pena mencionar las alturas de los sistemas que utilizamos al
momento de utilizar el software.
* Sistema de vértebras con disco----------------------Altura del sistema 7 4 mm
* Sistema de vértebras con caja intervertebral-----Altura del sistema 74 mm
49
* Sistema de vértebras con caja con resina---------Altura del sistema 99 mm
Además es importante mencionar que en todas las pruebas realizadas se decidió
aplicar una velocidad en la cual se recorría medio milímetro por minuto. Es importante
recalcar que se decidió realizar una prueba lenta para poder observar con mayor
detenimiento en qué puntos de las cargas aplicadas comenzaba a sufrir cierta ruptura
nuestro dispositivo.
En cuanto al valor de las cargas aplicadas se decidió aplicar cargas que se
encontraban entre un rango de O a 250 kgf. Para poder tomar un dato de referencia y
comprender de cierta manera lo que representan estas cargas , se sabe que el disco
intervertebral , en el momento en que una persona se encuentra de pie y relajada , sufre
una carga aproximada de 42.2 kgf.
A continuación se muestran las gráficas que se obtuvieron como resultado de las
pruebas biomecánicas realizadas con la máquina de ensayo universal.
En la gráfica 6.1 podemos observar el resultado obtenido del ensayo sobre el sistema
conformado por vértebras y el disco intervertebral.
i:>,1 ·,1rn~o
Ur..a..x!-,.,
Gráfica 6.1
ENSAYO 1 - CASO VERTEBRAS LUMBARES INTACTAS 8-NOV-2011
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º' " . ' 0 2~ o % o.:% 1'" flmTi2 "4 k t.'mm;' ~
50
En este ensayo podemos observar que en un principio el sistema no sufrió ningún
alargamiento ya que prácticamente no se aplicaba ninguna carga, pero al momento de
aplicar una carga aproximada de 30 kgf se observa como el sistema comienza a sufrir
cierto alargamiento, producto de la compresión aplicada al sistema.
Otro dato que se puede observar en la gráfica es que la máxima carga aplicada fue de
aproximadamente 210 kgf produciendo un máximo alargamiento en el sistema de
aproximadamente 6.4 mm.
Por último vale la pena comentar que el primer momento en que se puede observar un
ligero rompimiento del sistema fue al aplicarse una carga de 60 kgf con un
alargamiento de 2.5 mm y el rango en el que se puede observar que el sistema ha
perdido su capacidad de resistencia y que se generan muchas rupturas en dicho
sistema es entre las cargas de 150 y 21 O kgf.
En la gráfica 6.2 podemos observar el resultado obtenido del ensayo sobre el sistema
conformado por vértebras y la caja intervertebral.
íº~ac.•.re, 1 - 1
1-!
Gráfica 6.2
ensayo 2- caso vértebras lumbares con caja 8-nov-2011
Area
74.0000
LEt_Oes¡>I LE! _E5~uerzo LE l _Oeform~on M;,:ic:._C.Jrga M.l ,c ._Oc!>pl M.,x._E!.!ve"o M.:.~ ._Detor,nxio
IJ.2 % 0.2% 0 .2 % 0 .2% ,, k r1mm2 ~ k::f rnm k l 'mm::! % 155.347 1ri .e,6 O C. P7 .., 14 4 005
1!111: l lílll!litr: I 1 11111 11ª O Z 4 6 B 10 12 H H! 18 2ü
Alargamien~mm}
51
En este ensayo podemos observar que en un principio el sistema se mantuvo
constante y que el alargamiento comenzó a darse al aplicarse una carga de
aproximadamente 20 kgf.
Otro dato que se puede observar en la gráfica es que la máxima carga aplicada fue de
aproximadamente 150 kgf produciendo un máximo alargamiento en el sistema de
aproximadamente 1 O mm.
Por último vale la pena comentar que el primer momento en que se puede observar un
ligero rompimiento del sistema fue al aplicarse una carga de 90 kgf con un
alargamiento de 7 mm y a partir de este momento se observa como el sistema se
vuelve inestable. Es importante comentar que nuestro espaciador intervertebral se
rompió de manera considerable al aplicarse una carga de 100 kgf.
En la gráfica 6.3 podemos observar el resultado obtenido del ensayo sobre el sistema
conformado por vértebras y la caja intervertebral a la cual se le aplicó una resina.
Un i,fade ,., Nombn,
Gráfica 6.3
ensayo 3 - caso vértebras lumbares con caja resina 8-nov-2011
Ar,;,a Al! ra mm2
82!!..000C
LE 1_C3fl¡'3
0 .2% 0.2% 0 .2% , ,
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-20 - - - - • - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - - -- - - - - - - - - - - - - - - - - - - -- - - -- - - - - - - - - - • - - . - -- - - - • - --40
" 18
52
En este ensayo podemos observar que en un principio el sistema se mantuvo
constante y que el alargamiento comenzó a darse al aplicarse una carga de
aproximadamente 1 O kgf.
Otro dato que se puede observar en la gráfica es que la máxima carga aplicada fue de
aproximadamente 200 kgf produciendo un máximo alargamiento en el sistema de
aproximadamente 14 mm.
Por último vale la pena comentar que el primer momento en que se puede observar un
ligero rompimiento del sistema fue al aplicarse una carga de 130 kgf con un
alargamiento de aproximadamente 9 mm y a partir de este momento se observa como
el sistema se recupera por unos momentos hasta que se le aplicó una carga de 160 kgf
en donde el sistema comenzó a volverse inestable. Es importante comentar que
nuestro espaciador intervertebral se rompió de manera considerable al aplicarse una
carga de 133 kgf.
Vale la pena mencionar que las gráficas obtenidas por medio del software de la
máquina de ensayo tienen relevancia en nuestro proyecto debido a los datos que nos
proporcionan (Carga y Alargamiento), ya que a partir de estos datos podemos generar
nuevas gráficas las cuales nos brindarán la información necesaria para poder justificar
las pruebas biomecánicas realizadas a los diferentes sistemas.
Las gráficas que se van a obtener a partir de los datos de las gráficas que se
obtuvieron en el software, tendrán en el eje da las abscisas (eje x) los valores de la
deformación unitaria y en el eje de las ordenadas (eje y) los valores del esfuerzo.
En cuanto a la deformación unitaria podemos decir que esta se define como el cambio
de longitud por unidad de longitud y se representa con la siguiente fórmula:
(Lo - Lf) t=
Lo
53
De donde:
• €:Deformación unitaria
• Lo: Altura del sistema
• Lo-Lf: Alargamiento
Por Jo tanto podemos observar que para la obtención de la deformación unitaria es
necesario conocer el valor de alargamiento brindado por el primer conjunto de gráficas
obtenidas y la altura del sistema, el cual es un valor ya calculado y que se mostró
anteriormente en esta sección.
En cuanto al esfuerzo podemos decir que esta se representa con la siguiente fórmula:
p CJ"=-
A
De donde:
• o: Esfuerzo
• P: Carga aplicada al sistema
• A: Área del cuerpo vertebral
Por lo tanto podemos observar que para la obtención del esfuerzo es necesario
conocer el valor de las cargas aplicadas sobre el sistema que fue brindado por el
primer conjunto de gráficas obtenidas y el área del cuerpo vertebral, el cual es un valor
ya calculado y que se mostró anteriormente en esta sección.
Con la explicación dada acerca de cómo se obtuvieron los datos de las nuevas
gráficas, podemos mostrar a continuación el segundo conjunto de gráficas (Grafica
6.4).
54
Grafica 6.4 Esfuerzo-Deformación que ilustra los comportamientos biomecánicos de
cada sistema.
Esfuerzo-Deformación 3
2.5
2
1.5
Esfuerzo {MPa)
1
0.5
o
•0,5 I Deformación
- Disco Natural - Disco con caja de zp131 sin resina - Disco con caja de zp131 e/resina
55
7 Análisis de resultados
Considerando los tres sistemas que se muestran en la figura 7 .1, podemos observar
que el disco intervertebral cambia en cada uno de ellos. El primer sistema tiene un
disco intervertebral natural fibrocartilaginoso con una longitud de 74 mm. El segundo y
tercer sistema tienen incorporado una caja intervertebral fabricada con polvo zp®131,
uno sin resina y otro con resina, respectivamente. El segundo tiene, también, una
longitud de 74 mm, mientras que el tercero mide 99 mm.
(a) (b) (e)
Figura 7.1 Imágenes de los tres sistemas a evaluar. (a) Sistema con disco intervertebral
natural. (b) Sistema con caja intervertebral de polvo zp®131 sin resina. (e) Sistema con caja
intervertebral de polvo zp®131 con resina.
Una vez que se representaron las tensiones uniaxiales dividiendo la fuerza F entre el
área de la sección transversal A de cada sistema, y normalizando la deformación al
56
dividir la elongación medida con la longitud original del sistema podemos centrar
nuestra atención en las propiedades mecánicas de cada espécimen. Hay que recordar
que una curva con estos parámetros de esfuerzo-deformación es única para cada
material o sistema, y para tener datos fieles es conveniente realizar la prueba de carga
alargamiento para al menos 25 muestras y obtener, así, una curva característica para
cada espécimen.
Esfuerzo•Deformación 3
2.5
1.5
Esfuerzo (MPa)
0.5
o 0.02 0.04 0.06 0.08 0.1 0.12 0.14 0.16
·O.S ~----------------------Deformación
- Disco Natural - Disco con caja de zp131 sin resina - Disco con caja de zpl31 e/resina
Figura 7.2 Gráfica de esfuerzo-deformación de los tres sistemas evaluados con datos
arrojados del software Trapezium.
De la figura 7.2 se puede observar que el sistema con la caja intervertebral de zp®131
con resina es el más rígido, mientras que el sistema con la caja sin resina puede ser
deformado más fácilmente (es más frágil) . De la misma figura 7.2 se puede observar
que la unidad vertebral con el disco natural tiene un límite elástico en aproximadamente
1.08 MPa. El segundo sistema lo tiene cerca de 1.02 MPa, mientras que el tercero
57
alrededor de 1.48 MPa. Los esfuerzos correspondientes al límite elástico son los
máximos que pueden ser aplicados al sistema sin causar una deformación permanente
en el mismo. El material no regresará a su tamaño original si se aplica la carga
correspondiente ya mencionada.
Si se toma en cuenta las magnitudes de presión de los experimentos de Wilke, que se
muestran en la Tabla 7.1, se puede observar que las cajas diseñadas entran en las
actividades de acostado, de pie y relajado, sentado, trotando con zapato normal y tenis,
así como caminando. Sin embargo las actividades que involucren cargar pesos o
flexionar el cuerpo quedan restringidas para un paciente con una fusión espinal con un
espaciador intervertebral del material propuesto en el documento.
Tabla 7.1 Presiones en el DIV en diversas actividades de la vida diaria del ser humano
Posición Presión
Acostado boca arriba 0.1 MPa
Acostado dEi lado 0.12 MPa
De Qie y_ relajado 0.5 MPa
De pie y flexionado hacia adelante 1.1 MPa
Sentado en cuclillas 0.46 MPa
Sentado con máxima flexión 0.83 MPa
Levantando un peso de 20 kg con flexión de cintura 2.3 MPa
Levantando un peso de 20 kg con flexión de rodillas 1.7 MPa
Levantando un peso de 20 kg pegado al cuerpo 1.1 MPa
Trotando con zaQato normal 0.53 a 0.95 MPa
Trotando con zaQato tenis 0.53 a 0.65 MPa
Caminando descalzo y_ con tenis 0.53 a 0.65 MPa
58
La línea con comportamiento de recta en la figura 7.2 representa la relación de
esfuerzo-deformación en una región conocida como elástica. La elasticidad se define
como la habilidad del material para regresar a su tamaño y forma original (libre de
esfuerzo) cuando se remueven las cargas aplicadas. Un material elástico cuya gráfica
a-e: es una línea recta se denomina material elástico linealmente. Y para dicho material,
donde el esfuerzo en proporcionalmente lineal a la deformación, la constante de
proporcionalidad se llama módulo elástico o de Young. Denotado por E:
(J = EE
Este módulo de elasticidad es igual a la pendiente en la región elástica de la gráfica, la
cual es constante para un material elástico linealmente. Se tiene, entonces, que el
módulo de Young para cada los sistemas uno y tres son E,=ti2.957 MPa y E3=53.256
Pa. Estos valores, comprueban lo que se mencionaba con anterioridad, tenemos que el
tercer sistema es el más rígido, en segundo lugar tenemos al sistema con el disco
fibrocartilaginoso.
En última instancia se encuentra la unidad vertebral con la caja de polvo zp®131 sin la
resina muestra un comportamiento no del todo elástico. Dado que la región elástica no
es una línea recta se tiene un material elástico no lineal. Para un material con estas
características, no se tiene un solo módulo de elasticidad, debido a que la pendiente de
la curva no es contante en la región elástica. Sin embargo, se puede notar una región
elástica lineal en niveles de esfuerzo más bajos (aproximadamente entre 0.025 y 0.400
MPa).
59
8 Conclusiones
Con ayuda del software ProEngineer, se realizó un modelo tridimensional que cumple
las especificaciones de distintos fabricantes en cuanto a las medidas y geometría de un
espaciador intervertebral para la región lumbar. Este modelo puede ser fabricado en
distintos materiales, ya que el archivo *.stl generado nos permite trabajar en distintas
máquinas de modelado. En este caso, por economía la pieza se fabricó por medio del
prototipaje r,3pido con una máquina ZPrinter® 150 con el polvo zp®131, ya que el
proceso de síntesis para la hiclroxiapatita no fue costeable en cuanto a tiempo y fondos.
El costo aproximado de 5 g de polvo de hidroxiapatita se encuentra alrededor de
$1,000.00 MXP [17) y a esto hay que sumarle el proceso de sinterizado y de modelado.
Además se obtuvo una metodología estructurada para realizar pruebas biomecánicas
para el estudio cajas intervertebrales. Ésta incluye el montaje de vértebras de cerdo en
cajas de aluminio por medio de yeso SILKY-ROCK dental, así como el desarrollo de
instrumental capaz de distribuir la carga en mayor proporción hacia la el cuerpo
vertebral. Se establecieron los rangos de fuerza a aplicar en el estudio (de O a 250 kg1),
así como la velocidad de compresión. Para brindar fidelidad a los resultados será
conveniente repetir los estudios por lo menos cinco veces para asegurar el
comportamiento de los sistemas implementados.
Se realizó un comparativo entre tres sistemas con diferentes discos intervertebrales.
Uno de ellos sirvió de referencia para el estudio de los sistemas con zp®131 con y sin
resina. Por medio de graficas de esfuerzo-deformación se encontró que un paciente
60
con un implante con los materiales propuestos puede realizar diversas actividades que
no demanden exigencia física (como se discute en el capítulo 7). Incluso se encontró
que el sistema con el espaciador de zp®131 con resina alcanzó un límite elástico a un
mayor esfuerzo que el sistema de referencia.
Como trabajo a futuro, será conveniente seguir la metodología planteada para hacer un
comparativo fiel entre una caja intervertebral comercial de PEEK y una de hidroxiapatita
ya que, como menciona la literatura, este último es un material biocompatible que
permite una adecuada osteointegración que permite la fusión entre los cuerpos
vertebrales. De esta forma se podría recomendar el uso de este biomaterial para su
uso en el ámbito clinico.
61
9 Bibliografía
[1) DF, Williams (October, 2009). On the nature of biomaterials. Biomaterials, 30, 5897-
909.
[2) Franz, Sandra; Rammelt, Stefan; et al. (May, 2011 ). lmmune responses to implants -
A review of the implications far the design of immunomodulatory biomaterials.
Biomaterials, 32, 6692-6709.
[3) Browner, Bruce D.; Jupiter. Jesse B.; et al. (2008). Skeletal Trauma. Basic Science,
Management, and Reconstruction. 4th ed. W. B. Saunders Company.
[4) Yoshikawa, Hideki; Tamai, Noriyuki; et al. (June, 2009). lnterconnected porous
hydroxyapatite ceramics far .bone tissue engineering. Journal of the Royal Society
Interface, 6(supp3), S341-S348.
[5) Lemcke, Johannes; AI-Zain, Ferass; et al. (2011 ). Polyetheretherketone (PEEK)
Spacers far Anterior Cervical Fusion: A Retrospective Comparative Effectiveness
Clinical Tria/. The Open Orthopaedics Journal, 5, 348-353.
(6) Ma, Xin~1; Wu, Yaoping; Liu, Jian; Wu, Xiaoming. (June, 2010). Application of
Computer-based RP Biomodelling in Clinical Orthopaedic Surgery Education. Education
Technology and Computer (ICETC), 2010 2nd lnternational Conference on, V3-347 -
V3-350.
62
[7] Moore, K. Dalleyll, A. (2007). Anatomía con orientación clínica. (5º Ed.). D.F.,
México. Medica Panamericana.
[8] Olivares, J. (2010). Un viaje a través del disco intervertebral humano. D.F., México.
Diseño y Publicidad Gomar
[9] Dolor lumbar. (s.f). Recuperado el 25 de Agosto de 2011, del sitio web:
http ://espa nol. ninds. n ih.gov/tra stornos/dolor _lumbar. htm
[1 O] Hernia discal. (s.f). Recuperado el 25 de Agosto de 2011, del sitio web:
http://www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish/ency/article/000442.htm
[11 J Hidroxiapatita como sustituto de tejido óseo. (s.f). Recuperado el 1 de Septiembre
de 2011, del sitio web:
http://www. porta lesmedicos.com/publicaciones/articles/1 054/1 /H idroxiapa tita- como
susti tuto-del--tejido-oseo
[12] Polieter éter cetona. (s.f). Recuperado el 1 de Septiembre de 2011, del sitio web:
h ttp ://tecnolog ia de losp I as ticos. b log s pot.com/2011 /08/p o I ie ter -e ter -cetona-pee k. h tm I
[13] Martinez,M. Pacheco,A. y Vargas,M.(28 de Enero de 2009). Evaluación histológica
de Biocompatibilidad y bioconducción del compuesto de hidroxiapatita implantado en
tibia de conejos. Recuperado el 1 de Septiembre de 2011 del sitio web:
http://www.unicordoba.edu.co/revistas/revistamvz/mvz- 141/v14n1 a 1 O.pdf
[14] Biomecánica intervertebral. (s.f). Recuperado el 1 de Septiembre de 2011, del sitio
web: www.cmploreto.com/mfr/biomeccomplejolumbopelvico.ppt
[15] Wilke, H. Neef, P. et al. (1999). New In Vivo Measurements of Pressures in the
lntervertebral Disc in Daily Life. Spine, Volume 24, Number 8, 755-762
63
[16] Nachemson, A. Morris, J. (1964) In vivo measurements of intradiscal pressure.
Journal Bone .loint Surg [Am], Volume 46, 1077-1092
[17] Sigma-Aldrich Co. (2011 ). Biocompatible Ceramics. Recuperado el 4 de octubre de
2011, del sitio web: http://www.sigmaaldrich.com/materials-science/material-science
products.html?TablePage=21071121
Anexo I Poster del Proyecto
TECNOLÓGICO DE MONTERREY.
Diseño de caja intervertebral lumbar por medio de biomodelado
0 !PART.4M!NTO DI! INGENl!RlA
8 10MtDICA
Noviembre, 2011
México, D.F.
PROBLEMATICA
Las cajas o espaciadores lntervertebreles que existen en el mercado están fabricadas. en su mayoría, con el material PEEK (polyether other kotone) el cual es biocompatible y permite la osteointegraclón.
Además existen otros materiales, como la hidroxiapatita (Ca ,,(PO, ), (OH),), que tiene mejor capacidad de injerto y por lo tanto ayuda a la fusión del hueso.
Una caja intervertebra1 con este cerámico generarla grandes beneficios para el tratamiento de patologlas degenerativas, traumát icas o congénitas en la reg ión lumbar. ,,.
BIOMODELADO. Metodología del Diseno
Valorando los modelos existentes de distintos .-'2 !!!!'-· fabricantes se modeló la pieza con las / siguientes dimensiones: 1onm¡
Altura: 1 O mm Ancho: 12 mm Largo: 12mm Profundidad del lndentado: 0.4 mm Angulo de lordosis: 2.s• por superficie {superior e inferior)
!
Gerardo Monter, Raúl de la Cerda
Asesor Dr. Juan Alíonso Beltrán
Vlú11poa1eno, (lfil lac:olurrV1a vet111lifalQVOd,,$lllC11,,. i:11§(.0ln~ltl'lll'tW.,id• I•
r~IOo lolTb11r(OrRka,11r .. 1)
C11¡.t ln18fWrtobtlll Ot PEEK VERTE· STACKlP amNEM:STONE~ PSR
PEEl(lmphtol (M8".llronie}
C11j1i.moa.1 .. ,1u r,ncl tof!W11e --
OBJETIVOS
Reallzar la evaluación de una caja lntervertebral diseñada con hidroxiapallta para comprobar su desemper'lo blomecánico, para lo cual será necesarlo:
Ayudar en el proceso de reconstrucción de la pieza por medio de la técnica de biomodelado. Fabricar la pieza con el material de hidroxiapatlta . Realizar las pruebas bíomecánicas de la pieza fabricada. Realizar las pruebas biomecanicas de alguna pieza comercial Comparar los resultados de las pruebas entre la pieza fabricada y la del mercado.
El disposlllvo presenta en la cara anterior una curvatura convexa que le proporciona la estabilidad necesaria para soportar las diferentes cargas biomecánicas a las que se ve inmersa.
El modelo 30 real se prodLijo utilizando un sistema de manufactura de prototipaje rápido.
BIOMECÁNICA. Metodología de las Pruebas
RESULTADOS Se obtuvo una gráfica de esfuerzodeformación. El sistema (c) es et más rígido, mientras que el sistema (b) puede ser deíormado más fácilmente (es más frágil). La unidad vertebral (a) tiene un l u
limite elástico en aproximadamente 1.08 o
MPa. El segundo sistema lo llene cerca de i ' 1.02 MPa, mientras que el tercero alrededor ! .,, de 1.48 MPa.
• Delormaoón {ffffl)
Con ayuda de una máquina de ensayos universal se realizan tres pruebas de compresión sobre distintos sistemas, los cuales están conformados por dos vértebras de cerdo (L4-L5). fijadas entre dos lalas de aluminio y acopladas:
Primer sistema compuesto por un disco intervertebral natural (a). Segundo sistema unido por un espaciador inlervertebral del material zp131 (b). Tercer sistema compuesto por un espaciador lntervertebral del material zp131 reforzado con resina (e).
Se les aplicó una carga de O a 250 kg1 a una velocidad de 0.5 mm/min para evaluar la rigidez de cada dispositivo acoplado.
CONCLUSIONES Se obtuvo una metodología estructurada para realizar pruebas blomecánicas para el estudio de cajas intervertebrales la cual será conveniente seguir para realizar un comparativo fiel entre un espaciador de PEEK y uno de hidroxiapalita.
Por medio de graficas de esfuerzo-<feformación se encontró que un paciente con un implante con los materiales propuestos puede realizar actividades que no demanden exigencia física .
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