Prótesis bipolar inversa de hombro · prÓtesis bipolar 14 de julio de 2014 página 4 de 443...

Ander Martínez Alonso

José Antonio Gómez Cristóbal

Escuela Técnica Superior de Ingeniería Industrial

Grado en Ingeniería Mecánica

2013-2014

Título

Director/es

Facultad

Titulación

Departamento

TRABAJO FIN DE GRADO

Curso Académico

Prótesis bipolar inversa de hombro

Autor/es

© El autor© Universidad de La Rioja, Servicio de Publicaciones, 2014

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Prótesis bipolar inversa de hombro, trabajo fin de gradode Ander Martínez Alonso, dirigido por José Antonio Gómez Cristóbal (publicado por la

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ESCUELA TÉCNICA SUPERIOR DE INGENIERÍA INDUSTRIAL

TRABAJO DE FIN DE GRADO

TITULACIÓN: Grado en Ingeniería Mecánica

CURSO: 2013/2014 CONVOCATORIA: JULIO

TÍTULO:

PRÓTESIS BIPOLAR INVERSA DE HOMBRO

AUTOR: ANDER MARTÍNEZ ALONSO

DIRECTOR/ES: D. JOSÉ ANTONIO GÓMEZ CRISTÓBAL

DEPARTAMENTO: Ingeniería Mecánica

UNIVERSIDAD DE LA RIOJA

ESCUELA TÉCNICA SUPERIOR DE INGENIERÍA

INDUSTRIAL

ÍNDICE GENERAL

TÍTULO DEL TRABAJO FIN DE GRADO (TFG):


DIRECTOR DEL TFG

DR. JOSÉ ANTONIO CRISTÓBAL GÓMEZ

AUTOR:

ANDER MARTÍNEZ ALONSO

TITULACIÓN: GRADO EN INGENIERÍA MECÁNICA

DEPARTAMENTO: INGENIERÍA MECÁNICA

CURSO ACADÉMICO: 2013/2014

CONVOCATORIA: 14 DE JULIO DE 2014

PRÓTESIS BIPOLAR 14 de Julio de 2014 Página 3 de 443

ÍNDICE GENERAL MARTÍNEZ ALONSO, ANDER TRABAJO FIN DE GRADO INGENIERÍA MECÁNICA

INVERSA DE HOMBRO

0. ÍNDICE GENERAL.

0. ÍNDICE GENERAL. ............................................................................. 3

0.1. ÍNDICE GENERAL DE DOCUMENTOS Y APARTADOS. .......... 4

0.2. ÍNDICE GENERAL DE ILUSTRACIONES. ............................... 21

0.3. ÍNDICE GENERAL DE TABLAS. .............................................. 29



INVERSA DE HOMBRO

0.1. ÍNDICE GENERAL DE DOCUMENTOS Y APARTADOS.

0. ÍNDICE GENERAL. ............................................................................. 3

0.1. ÍNDICE GENERAL DE DOCUMENTOS Y APARTADOS. .......... 4

0.2. ÍNDICE GENERAL DE ILUSTRACIONES. ............................... 21

0.3. ÍNDICE GENERAL DE TABLAS. .............................................. 29

DOCUMENTO DE SÍNTESIS. ........................................................... 34

1.1. PRÓTESIS BIPOLAR INVERSA DE HOMBRO. ....................... 35

1.2. REVERSED BIPOLAR SHOULDER PROSTHESIS. ................ 36

MEMORIA. ........................................................................................ 39

2.1. OBJETO. ................................................................................... 42

2.2. ALCANCE. ................................................................................ 43

2.3. ANTECEDENTES. .................................................................... 44

2.3.1. Antecedentes de PFC de la Universidad de La Rioja. ...... 44

2.3.2. Antecedentes históricos. ................................................... 45

2.3.2.1. Prótesis bipolar. ................................................................ 46

2.3.2.2. Prótesis modular. .............................................................. 47

2.3.2.3. Prótesis Kessel ................................................................. 48

2.3.2.4. Prótesis Delta. .................................................................. 49

2.3.3. Antecedentes clínicos. ...................................................... 50

2.3.3.1. Artritis reumatoide. ............................................................ 50

2.3.3.2. Artrosis glenohumeral u omartrosis. ................................. 51

2.3.3.3. Necrosis avascular de la cabeza del húmero. .................. 53



INVERSA DE HOMBRO

2.3.3.4. Facturas severas del hombro. .......................................... 54

2.3.3.5. Artropatía del manguito de los rotadores. ......................... 55

2.3.3.6. Rotura masiva del manguito de los rotadores. ................. 56

2.3.4. Antecedentes médicos. .................................................... 57

2.4. NORMAS Y REFERENCIAS. .................................................... 61

2.4.1. Disposiciones legales y normas aplicadas. ...................... 61

2.4.1.1. Normativa referente al Documento. .................................. 61

2.4.1.2. Disposiciones legales y normativa referente al Proyecto. . 61

2.4.2. Bibliografía. ....................................................................... 64

2.4.3. Programas de cálculo. ...................................................... 71

2.4.4. Plan de Gestión de la Calidad aplicado durante la redacción

del Proyecto. ................................................................................. 74

2.5. DEFINICIONES Y ABREVIATURAS. ........................................ 78

2.5.1. Definiciones. ..................................................................... 78

2.5.2. Abreviaturas...................................................................... 81

2.6. REQUISITOS DE DISEÑO. ...................................................... 83

2.6.1. Requisitos impuestos por los objetivos del Proyecto. ....... 83

2.6.2. Requisitos impuestos por la legislación, normativa y

reglamentación aplicables. ............................................................ 84

2.6.3. Requisitos impuestos por el mercado. .............................. 84

2.7. ANÁLISIS DE SOLUCIONES. ................................................... 85

2.7.1. Materiales. ........................................................................ 86

2.7.1.1. Determinación de las propiedades mecánicas del hueso. 86

2.7.1.2. Elección de los materiales. ............................................... 87

2.7.2. Diseño de la prótesis. ....................................................... 89



INVERSA DE HOMBRO

2.7.2.1.Determinación del número de componentes de la prótesis.

...................................................................................................... 89

2.7.2.2. Diseño de la prótesis una vez implantada. ....................... 90

2.7.3. Simulación. ....................................................................... 92

2.7.3.1. Elección de las geometrías de estudio. ............................ 92

2.7.3.2. Gestión de los problemas con puntos de singularidad. .... 93

2.8. RESULTADOS FINALES. ......................................................... 94

2.8.1. Descripción del producto. ................................................. 94

2.8.1.1. Componentes protésicos. ................................................. 94

2.8.1.1.1. Componente humeral: Diáfisis...................................... 95

2.8.1.1.2. Componente humeral: Epífisis...................................... 98

2.8.1.1.3. Casquillo articular. ...................................................... 101

2.8.1.1.4. Glenosfera. ................................................................. 104

2.8.1.1.5. Metaglena. .................................................................. 107

2.8.1.1.6. Tornillos de fijación ósea. ........................................... 110

2.8.1.1.7. Cemento óseo. ........................................................... 112

2.8.1.1.8. Hidroxiapatita.............................................................. 112

2.8.1.2. Esterilización y embalaje. ............................................... 113

2.8.1.3. Certificaciones. ............................................................... 114

2.8.2. Presentación del producto. ............................................. 115

2.8.3. Conclusiones y comentario de resultados obtenidos. ..... 119

2.8.4. Líneas de investigación abiertas..................................... 122

2.9. PLANIFICACIÓN. .................................................................... 124

2.9.1. Definición de las fases del Proyecto. .............................. 124

2.9.1.1. Fase I. ............................................................................. 124



INVERSA DE HOMBRO

2.9.1.2. Fase II. ............................................................................ 125

2.9.1.3. Fase III. ........................................................................... 126

2.9.1.4. Fase IV. .......................................................................... 127

2.9.2. Relación y secuencias lógicas entre fases y actividades.127

2.9.3. Valoración en plazo de la ejecución de las fases definiendo

los recursos propios y ajenos. ..................................................... 129

2.9.4. Expresión gráfica de la programación utilizada. ............. 129

2.10. ORDEN DE PRIORIDAD ENTRE LOS DOCUMENTOS

BÁSICOS. .......................................................................................... 131

3.1. ANEXOS DE PARTIDA. .......................................................... 141

3.1.1. Estudio de materiales. .................................................... 141

3.1.1.1. Materiales anatómicos o tejidos. .......................... 141

3.1.1.1.1. Componentes óseos. ........................................... 141

3.1.1.1.1.1. Clasificación de los huesos. ................................. 142

3.1.1.1.1.2. Funciones de los huesos...................................... 145

3.1.1.1.1.3. Composición de los huesos. ................................ 146

3.1.1.1.1.4. Propiedades mecánicas de los huesos. ............... 149

3.1.1.1.1.4.1. Comportamiento viscoelástico de los huesos. ..... 151

3.1.1.1.1.4.2. Caracterización mecánica de los huesos. ............ 153

3.1.1.1.1.4.2.1. Estudio ortotrópico del hueso. ............................ 154

3.1.1.1.1.4.2.2. Caracterización mecánica del hueso cortical. .... 154

3.1.1.1.1.4.2.3. Caracterización mecánica del hueso esponjoso. 157

3.1.1.1.1.4.2.4. Límite elástico del tejido óseo. ........................... 159

3.1.1.1.2. Componentes musculares.................................... 161



INVERSA DE HOMBRO

3.1.1.1.2.1. Clasificación de los músculos. ............................. 161

3.1.1.1.2.2. Funciones de los músculos. ................................. 162

3.1.1.1.2.3. Composición de los músculos. ............................. 163

3.1.1.1.2.4. Propiedades mecánicas de los músculos. ........... 165

3.1.1.1.3. Otros componentes anatómicos. .......................... 167

3.1.1.1.3.1. Componentes tendinosos..................................... 167

3.1.1.1.3.2. Componentes ligamentosos. ................................ 170

3.1.1.1.3.3. Componentes cartilaginosos. ............................... 172

3.1.1.1.3.3.1. Lubricación articular. ............................................. 175

3.1.1.1.3.4. Componentes sinoviales. ..................................... 179

3.1.1.2. Materiales empleados en la prótesis de hombro. . 180

3.1.1.2.1. Materiales protésicos. .......................................... 180

3.1.1.2.1.1. Materiales implantables. ...................................... 180

3.1.1.2.1.2. Materiales empleados. ......................................... 182

3.1.1.2.1.2.1. Cemento óseo: Osteobond. ................................. 182

3.1.1.2.1.2.2. Titanio: Ti6Al4V. ................................................... 183

3.1.1.2.1.2.3. Polietileno de ultra peso molecular. ..................... 186

3.1.1.2.1.2.4. Hidroxiapatita ....................................................... 188

3.1.1.3. Ciclo de esterilización. ......................................... 189

3.1.1.3.1. Parámetros de esterilización. ............................... 189

3.1.1.3.2. Proceso de esterilización. .................................... 190

3.1.1.3.3. Métodos de esterilización. .................................... 191

3.1.2. Estudio anatómico del hombro. ...................................... 193

3.1.2.1. Componentes de la articulación del hombro. ....... 193

3.1.2.1.1. Esqueleto del hombro. ......................................... 193



INVERSA DE HOMBRO

3.1.2.1.1.1. Clavícula. ............................................................. 193

3.1.2.1.1.2. Escápula u omóplato. ........................................... 195

3.1.2.1.1.3. Húmero. ............................................................... 199

3.1.2.1.2. Musculatura. ......................................................... 201

3.1.2.1.2.1.Músculos que intervienen en la articulación del hombro.

.................................................................................................... 203

3.1.2.1.2.1.1. Redondo mayor. ................................................... 203

3.1.2.1.2.1.2. Redondo menor. .................................................. 203

3.1.2.1.2.1.3. Infraespinoso. ....................................................... 204

3.1.2.1.2.1.4. Supraespinoso. .................................................... 205

3.1.2.1.2.1.5. Romboides mayor. ............................................... 205

3.1.2.1.2.1.6. Romboides menor. ............................................... 206

3.1.2.1.2.1.7. Elevador de la escápula. ...................................... 207

3.1.2.1.2.1.8. Trapecio. .............................................................. 207

3.1.2.1.2.1.9. Dorsal ancho. ....................................................... 208

3.1.2.1.2.1.10. Subescapular. ...................................................... 209

3.1.2.1.2.1.11. Bíceps braquial. ................................................... 210

3.1.2.1.2.1.12. Coracobraquial. .................................................... 211

3.1.2.1.2.1.13. Serrato anterior. ................................................... 212

3.1.2.1.2.1.14. Pectoral menor. .................................................... 213

3.1.2.1.2.1.15. Pectoral mayor. .................................................... 214

3.1.2.1.2.1.16. Deltoides. ............................................................. 215

3.1.2.1.2.2. Manguito de los rotadores. ................................... 216

3.1.2.1.3. Cápsula articular y ligamentos. ............................ 218

3.1.2.1.3.1. Ligamento glenohumeral. ..................................... 220



INVERSA DE HOMBRO

3.1.2.1.3.2. Ligamento coracohumeral. ................................... 221

3.1.2.1.3.3. Ligamento acromioclavicular. ............................... 222

3.1.2.1.3.4. Ligamento coracoacromial. .................................. 222

3.1.2.1.3.5. Ligamento coracoclavicular. ................................. 222

3.1.2.1.4. Tendones. ............................................................ 223

3.1.2.1.4.1. Tendones del manguito de los rotadores. ............ 223

3.1.2.1.4.2. Otros tendones. .................................................... 224

3.1.2.1.5. Cartílagos articulares del hombro. ....................... 225

3.1.2.1.5.1. Rodete glenoideo o Labrum. ................................ 227

3.1.2.1.6. Bolsas sinoviales de la articulación del hombro. .. 228

3.1.2.2. Complejo articular del hombro. ....................................... 230

3.1.2.3. Articulación glenohumeral. ............................................. 232

3.1.2.4. Articulación acromioclavicular......................................... 235

3.1.2.5. Articulación esternocostoclavicular. ................................ 236

3.1.2.6. Articulación escápulotorácica. ........................................ 238

3.1.2.7. Articulación subdeltoidea. ............................................... 239

3.1.3. Estudio antropométrico del hombro. ............................... 241

3.1.3.1. Factores determinantes en la antropometría. ................. 241

3.1.3.1.1. Raza ........................................................................... 241

3.1.3.1.2. Sexo. .......................................................................... 242

3.1.3.1.3. Edad y altura. ............................................................. 243

3.1.3.2. Datos antropométricos de los huesos del brazo en función

de la estatura y sexo. .................................................................. 245

3.1.3.3. Antropometría de estudio. .............................................. 247

3.1.3.3.1. Húmero. .................................................................... 247



INVERSA DE HOMBRO

3.1.3.3.2. Escápula. .................................................................. 248

3.1.4. Estudio biomecánico del hombro. ................................... 250

3.1.4.1. Cinemática articular del hombro. .................................... 250

3.1.4.1.1. Planos de referencia. ............................................... 250

3.1.4.1.2. Ejes de rotación. ....................................................... 251

3.1.4.1.3. Grados de libertad. ................................................... 253

3.1.4.1.4. Estudio de movimientos. .......................................... 254

3.1.4.1.4.1. Artrocinemática. ................................................... 255

3.1.4.1.4.2. Osteocinemática .................................................. 256

3.1.4.1.4.3. El movimiento de circunducción. .......................... 260

3.1.4.2. Cinética articular del hombro. ......................................... 261

3.1.4.2.1. Estudio estático del hombro. .................................... 261

3.1.4.2.1.1. Diagrama del sólido libre. ......................................... 264

3.1.4.3. Dinámica articular del hombro. ....................................... 265

3.1.4.3.1. Fuerzas musculo-esqueléticas. ................................ 266

3.1.4.3.2. Palancas musculo-esqueléticas. .............................. 267

3.1.4.3.2.1. Ventaja mecánica. .................................................... 269

3.2. ANEXOS DE CÁLCULO Y SIMULACIÓN. .............................. 271

3.2.1. Objetivo de la simulación basada en FEM. ..................... 271

3.2.2. Geometría. ...................................................................... 272

3.2.2.1. Componente humeral. .................................................... 275

3.2.2.2. Posición anatómica o de reposo, 0º de abducción. ........ 276

3.2.2.2.1. Posición a 15º de abducción. ............................... 277

3.3.2.1. Posición a 90º de abducción. ............................... 278



INVERSA DE HOMBRO

3.2.3. Modelizado. .................................................................... 279

3.2.3.1. Montaje y contactos entre componentes. ............. 279

3.2.3.2. Tipo de elemento. ................................................ 280

3.2.3.3. Mallado y convergencia........................................ 280

3.2.3.4. Definición de componentes. ................................. 281


3.2.3.4.1.1. Húmero. ............................................................... 282

3.2.3.4.1.2. Escápula. ............................................................. 283

3.2.3.4.2. Componentes protésicos...................................... 284

3.2.3.4.2.1. Cemento óseo. ..................................................... 284

3.2.3.4.2.2. Diáfisis.................................................................. 285

3.2.3.4.2.3. Epífisis.................................................................. 286

3.2.3.4.2.4. Casquillo. ............................................................. 287

3.2.3.4.2.5. Glenosfera. ........................................................... 288

3.2.3.4.2.6. Metaglena. ........................................................... 288

3.2.3.4.2.7. Tornillos de fijación ósea. ..................................... 289

3.2.3.5. Modelos de estudio. ............................................. 290

3.2.3.5.1. Componente humeral. .......................................... 291

3.2.3.5.2.Posición anatómica o de reposo, 0º de abducción.

.................................................................................................... 292



3.2.4. Hipótesis de carga y simulación. .................................... 294

3.2.4.1. Ensayos experimentales de la prótesis. ............... 296

3.2.4.1.1. Determinación de los rangos de movimiento. ...... 297



INVERSA DE HOMBRO

3.2.4.1.2.Ensayo de resistencia mecánica del componente humeral.

.................................................................................................... 300

3.2.4.1.3.Ensayo de resistencia a fatiga del componente humeral.

.................................................................................................... 303

3.2.4.2.Simulación del comportamiento del implante.

.................................................................................................... 305

3.2.4.2.1.Caso 1: Levantamiento de 30 kg en posición anatómica.

.................................................................................................... 306

3.2.4.2.2.Caso 2: Apoyo del peso del cuerpo en el brazo, en posición

anatómica. ................................................................................... 308

3.2.4.2.3.Caso 3: Impacto frontal contra un móvil, en posición

anatómica. ................................................................................... 310

3.2.4.2.4. Caso 4: Levantamiento de 15 kg en posición de

abducción media. ........................................................................ 312

3.2.4.2.5. Caso 5: Caída vertical sobre un solo brazo en posición

de abducción media. ................................................................... 314


abducción a 90º. .......................................................................... 316


abducción a 90º. .......................................................................... 318


abducción a 90º. .......................................................................... 320

3.2.4.2.9. Caso 9: Lanzamiento de un objeto en posición de

abducción a 90º. .......................................................................... 322

3.2.5. Comentario de resultados y conclusiones. ..................... 324

3.2.5.1. Estudio de los resultados del caso crítico. ........... 326

3.2.5.1.1. Tejido óseo cortical del húmero. .......................... 327

3.2.5.1.2. Diáfisis.................................................................. 328



INVERSA DE HOMBRO

3.2.5.1.3. Epífisis.................................................................. 329

3.2.5.1.4. Casquillo. ............................................................. 330

3.2.5.1.5. Glenosfera. ........................................................... 331

3.2.5.1.6. Metaglena. ........................................................... 332

3.2.5.1.7. Tornillos de fijación escapular. ............................. 333

4.1. PLANO 1. COMPONENTE HUMERAL: DIÁFISIS. ................. 337

4.2. PLANO 2. COMPONENTE HUMERAL: EPÍFISIS. ................. 338

4.3. PLANO 3. CASQUILLO ARTICULAR. .................................... 339

4.4. PLANO 4. GLENOSFERA. ..................................................... 340

4.5. PLANO 5. METAGLENA. ........................................................ 341

4.6. PLANO 6. CONJUNTO: PRÓTESIS BIPOLAR INVERSA DE

HOMBRO. ......................................................................................... 342

4.7. PLANO 7. EXPLOSIONADO: PRÓTESIS BIPOLAR INVERSA DE

HOMBRO. ......................................................................................... 343

5.1. ESPECIFICACIONES DE MATERIALES Y ELEMENTOS

CONSTITUTIVOS DEL OBJETO DEL PROYECTO.

349_Toc392248444

5.1.1. Aleación de Ti (Ti – 6Al – 4V). ........................................ 349

5.1.1.1. Composición química. .......................................... 349

5.1.1.2. Propiedades físicas. ............................................. 350

5.1.1.3. Propiedades mecánicas. ...................................... 350

5.1.1.4. Ensayos. .............................................................. 350



INVERSA DE HOMBRO

5.1.2. Polietileno de ultra peso molecular. ................................ 351

5.1.2.1. Impurezas. ........................................................... 351



5.1.2.4. Ensayos. .............................................................. 352

5.1.3. Cemento óseo: Osteobond. ............................................ 353


5.1.3.2. Ensayos. .............................................................. 353

5.1.4. Hidroxiapatita. ................................................................. 354


5.1.4.2. Ensayos. .............................................................. 354

5.2. REGLAMENTACIÓN Y NORMATIVAS A APLICAR:

CONDICIONES TÉCNICAS. ............................................................. 355

5.2.1. Clasificación.................................................................... 355

5.2.2. Certificaciones y normativa de referencia. ...................... 355

5.2.3. Ensayos a realizar sobre los componentes protésicos. .. 356

5.2.4. Marcado CE. ................................................................... 359

5.2.4.1. Declaración CE de conformidad: .................................... 359

5.2.4.2. Examen CE:.................................................................... 363

5.2.4.3. Verificación CE: .............................................................. 364

5.2.5. Tallaje y designación de productos. ................................ 365

5.2.6. Embalaje. ........................................................................ 366

5.2.6.1. Prospecto médico. ............................................... 368

5.2.7. Garantías sanitarias de los productos. ........................... 371

5.2.7.1. Condiciones generales. ........................................ 371



INVERSA DE HOMBRO

5.2.7.2. Requisitos esenciales. ......................................... 372

5.2.7.3. Marcado de conformidad CE. ............................... 373

5.2.7.4. Condiciones para la colocación del marcado CE. 374

5.2.7.5.Presunción de conformidad con los requisitos esenciales.

.................................................................................................... 374

5.2.8. Evaluación clínica. .......................................................... 374

5.2.8.1. Disposiciones generales. ..................................... 375

5.2.8.2. Métodos. .............................................................. 375

5.2.8.3. Muestras. ............................................................. 376

5.2.8.4. Designación de los organismos notificados. ........ 376

5.2.9.Requisitos esenciales relativos al diseño y a la fabricación.

.................................................................................................... 378

5.3. CONDICIONES ECONÓMICAS Y LEGALES. ........................ 380

5.3.1. Contrato. ......................................................................... 380

5.3.2. Rescisión del contrato: ................................................... 380

5.3.3. Subcontratistas: .............................................................. 381

5.3.4. Propiedad industrial y comercial: .................................... 382

5.3.5. Modificaciones del proyecto: .......................................... 383

5.3.6. Modificaciones en los planos: ......................................... 383

5.3.7. Obligaciones de los fabricantes: ..................................... 384

5.3.7.1. Condiciones técnicas: .......................................... 384

5.3.7.2. Organización y ejecución del trabajo: .................. 384

5.3.7.3. Materiales: ............................................................ 385

5.3.7.4. Precauciones a tomar durante la fabricación: ...... 385

5.3.7.5. Responsabilidad del fabricante: ........................... 385

5.3.8. Gastos e impuestos: ....................................................... 385



INVERSA DE HOMBRO

5.3.9. Gastos de carácter general por cuenta del proyectista: .. 386

5.3.10. Gastos de carácter general por cuenta del cliente: ......... 386

5.3.11. Forma de medición: ........................................................ 386

5.3.12. Valoración y abono de los trabajos: ................................ 387

5.3.12.1. Valoración de los trabajos: ................................... 387

5.3.12.2. Equivocación en el presupuesto: ......................... 387

5.3.12.3. Abono de los trabajos: ......................................... 387

5.3.13. Plazo de garantía: ........................................................... 387

5.3.14. Indemnizaciones mutuas: ............................................... 388

5.3.14.1. Importe de la indemnización por retraso no justificado

en el plazo de terminación de los trabajos: ................................. 388

5.3.14.2. Demora de los pagos: .......................................... 388

5.3.14.3. Comienzo de los trabajos y plazo de ejecución: .. 389

5.3.14.4. Condiciones generales de ejecución de los trabajos: . 389

5.3.14.5. Trabajos defectuosos: .......................................... 389

5.3.14.6. Vicios ocultos: ...................................................... 390

5.3.14.7. Materiales no utilizables o defectuosos: ............... 390

5.3.15. Precios y revisiones: ....................................................... 391

5.3.15.1. Precios contradictorios: ........................................ 391

5.3.15.2. Reclamaciones de aumento de precio: ................ 392

5.3.15.3. Elementos comprendidos en el presupuesto: ...... 392

5.3.16. Recepción y liquidación: ................................................. 392

5.3.16.1. Recepción provisional: ......................................... 392

5.3.16.2. Recepción definitiva: ............................................ 393

5.3.16.3. Liquidación final: .................................................. 393



INVERSA DE HOMBRO

6.1. Capítulo 01. Componentes protésicos. ........................... 397

6.1.1.Subcapítulo 01.01. Fabricación de componentes en Ti6Al4V.

.................................................................................................... 397

6.1.2. Subcapítulo 01.02. Fabricación de componentes en

UHMWPE. ................................................................................... 400

6.1.2.1. Apartado 01.02.01: Fabricación del molde. .......... 400

6.1.2.2. Apartado 01.02.02. Fabricación del casquillo. ...... 401

6.1.3.Subcapítulo 01.03. Compra de componentes normalizados.

.................................................................................................... 402

6.2. Capítulo 02. Esterilización y embalaje. ........................... 403

6.3. Capítulo 03. Certificación. ............................................... 405

6.4. Capítulo 04. Realización del Proyecto. ........................... 406

7.1. LISTADO DE PRECIOS UNITARIOS DE MATERIALES. ....... 412

7.2. LISTADO DE PRECIOS UNITARIOS DE MANO DE OBRA. . 413

7.3. CUADRO DE PRECIOS UNITARIOS TOTALES (Nº 1). ......... 414

7.3.1. Capítulo 01. Componentes protésicos. ........................... 414

7.3.1.1.Subcapítulo 01.01. Fabricación de componentes en Ti6Al4V.

.................................................................................................... 414

7.3.1.2. Subcapítulo 01.02. Fabricación de componentes en

UHMWPE. ................................................................................... 416

7.3.1.2.1. Apartado 01.02.01: Fabricación del molde. .......... 416

7.3.1.2.2. Apartado 01.02.02. Fabricación del casquillo. ...... 417



INVERSA DE HOMBRO

7.3.1.3.Subcapítulo 01.03. Compra de componentes normalizados.

.................................................................................................... 418

7.3.2. Capítulo 02. Esterilización y embalaje. ........................... 419

7.3.3. Capítulo 03. Certificación. ............................................... 420

7.3.4. Capítulo 04. Realización del Proyecto. ........................... 422

7.4.CUADRO DE PRECIOS UNITARIOS DESCOMPUESTOS (Nº 2).

........................................................................................................... 423



.................................................................................................... 423


UHMWPE. ................................................................................... 426




.................................................................................................... 428




7.5. PRESUPUESTOS PARCIALES. ............................................. 434



.................................................................................................... 434


UHMWPE. ................................................................................... 436





INVERSA DE HOMBRO


.................................................................................................... 438




7.6. RESUMEN DE PRESUPUESTO. ........................................... 442



INVERSA DE HOMBRO

0.2. ÍNDICE GENERAL DE ILUSTRACIONES.

Ilustración 1. Alcance del Proyecto. Clinicaderodillayhombro.info.

07/07/2014. .............................................................................................. 43

Ilustración 2. Prótesis bipolar. www.elsevier.es. 07/07/2014. .................. 47

Ilustración 3. Prótesis modular. www.elsevier.es. 07/07/2014. ................ 48

Ilustración 4. Prótesis total. www.maitrise-orthop.com/. 07/07/2014. ....... 49

Ilustración 5. Prótesis Delta. www.elsevier.es. 07/07/2014. ..................... 49

Ilustración 6. Artritis reumatoide. www.yoymidoctor.com. 07/07/2014. .... 51

Ilustración 7. Omartrosis. www.arthrolink.com. 07/07/2014. .................... 52

Ilustración 8. Necrosis avascular. www.boneclinic.com.sg. 07/07/2014. . 54

Ilustración 9. Fractura de cabeza de húmero en 4 partes.

www.msdlatinamerica.com. 07/07/2014. ................................................. 55

Ilustración 10. Artropatía en manguito de los rotadores.

portalesmedicos.com. 07/07/2014. .......................................................... 56


findlaw.doereport.com. 07/07/2014. ......................................................... 57

Ilustración 12. Interfaz de Presto v8. Presto v8. 07/07/2014. ................... 71

Ilustración 13. Interfaz de GanttProject. GanttProject. 07/07/2014. ......... 72

Ilustración 14. Interfaz de Solidworks v2014. Solidworks v2014. 07/07/2014.

................................................................................................................. 73

Ilustración 15. Interfaz de Ansys v14. Ansys v14. 07/07/2014. ................ 73

Ilustración 16. Componente humeral: Diáfisis. Elaboración propia.

07/07/2014. .............................................................................................. 95

Ilustración 17. Componente humeral: Epífisis. Elaboración propia.

07/07/2014. .............................................................................................. 98

Ilustración 18. Casquillo articular. Elaboración propia. 07/07/2014........ 101

Ilustración 19. Glenosfera. Elaboración propia. 07/07/2014. ................. 104

Ilustración 20. Metaglena. Elaboración propia. 07/07/2014. .................. 107

Ilustración 21. Tornillos de fijación ósea. Elaboración propia. 07/07/2014.

............................................................................................................... 110



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 22. Visualización en conjunto de la prótesis. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 115

Ilustración 23. Visualización de uno de los modelos a simular.. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 116

Ilustración 24. Visualización de una radiografía de la prótesis

implantada.radiopedia.org. 07/07/2014. ................................................. 117

Ilustración 25. Visualización hiperrealista de una prótesis implantada.

DePuy.com. 07/07/2014. ....................................................................... 118

Ilustración 26. Descripción de un hueso largo. www.planetacurioso.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 143

Ilustración 27. Ubicación de los huesos cortos. ADAM. 07/07/2014. ..... 144

Ilustración 28. Hueso cortical y hueso esponjoso.

www.anatomiahumana.ucv.cl. 07/07/2014. ........................................... 147

Ilustración 29. Médula ósea. anatomiafisamuniversity.wordpress.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 148

Ilustración 30. Composición de los músculos. www.elsevier.es .

07/07/2014. ............................................................................................ 164

Ilustración 31. Analogía de las propiedades de los músculos. Revista

REDUCA. 07/07/2014. ........................................................................... 165

Ilustración 32. Descripción del tejido cartilaginoso. Genomasur.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 173

Ilustración 33. Lubricación por extensión. Revista REDUCA. 07/07/2014.

............................................................................................................... 177

Ilustración 34. Lubricación hidrodinámica. Revista REDUCA. 07/07/2014.

............................................................................................................... 177

Ilustración 35. Lubricación elastohidrodinámica. Revista REDUCA.

07/07/2014. ............................................................................................ 178

Ilustración 36. Lubricación hidrostática. Revista REDUCA. 07/07/2014. 178

Ilustración 37. Distribución de las bursas en articulaciones.

www.elsevier.es. 07/07/2014. ................................................................ 179



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 38. Hueso, clavícula derecha; vista superior e inferior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 195

Ilustración 39. Hueso, escápula izquierda; vista anterior, posterior y lateral.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 198

Ilustración 40. Hueso, húmero derecho; vista anterior, posterior y superior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 201

Ilustración 41. Músculo redondo mayor; vista anterior y posterior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 203

Ilustración 42. Músculo redondo menor; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 204

Ilustración 43. Músculo infraespinoso; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 204

Ilustración 44. Músculo supraespinoso; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 205

Ilustración 45. Músculo romboides mayor; vista posterior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 206

Ilustración 46. Músculo romboides menor; vista posterior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 206

Ilustración 47. Músculo elevador de la escápula; vista posterior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 207

Ilustración 48. Músculo trapecio derecho; vista posterior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 208

Ilustración 49. Músculo dorsal ancho derecho; vista posterior.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 209

Ilustración 50. Músculo subescapular; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 210

Ilustración 51. Músculo bíceps braquial; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 211

Ilustración 52. Músculo coracobraquial; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 212



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 53. Músculo serrato anterior; vista lateral. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 213

Ilustración 54. Músculo pectoral menor; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 214

Ilustración 55. Músculo pectoral mayor; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 215

Ilustración 56. Músculo deltoides; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 216

Ilustración 57. Descripción: manguito de los rotadores. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 218

Ilustración 58. Cápsula articular. www.elsevier.com. 07/07/2014. ......... 219

Ilustración 59. Ligamentos de la articulación del hombro.

www.elsevier.com. 07/07/2014. ............................................................. 220

Ilustración 60. Tendones de la articulación del hombro. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 224

Ilustración 61. Tendones del bíceps y tríceps. Wikipedia.org. 07/07/2014.

............................................................................................................... 225

Ilustración 62. Cartílagos del hombro. www.elsevier.com. 07/07/2014. . 227

Ilustración 63. Rodete glenoideo o labrum www.elsevier.com. 07/07/2014.

............................................................................................................... 228

Ilustración 64. Bolsas sinoviales del hombro. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 230

Ilustración 65. Articulación glenohumeral. www.elsevier.com. 07/07/2014.

............................................................................................................... 235

Ilustración 66. Articulación acromioclavicular. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 236

Ilustración 67. Articulación esternocostoclavicular. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 237

Ilustración 68. Articulación escapulotorácica. www.elsevier.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 239



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 69. Articulación subdeltoidea. www.elsevier.com. 07/07/2014.

............................................................................................................... 240

Ilustración 70. Canon de belleza. Wikipedia.org. 07/07/2014. ............... 244

Ilustración 71. Dimensiones de referencia del húmero. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 247

Ilustración 72. Dimensiones de referencia de la escápula. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 249

Ilustración 73. Planos de referencia: sagital, frontal y horizontal.

Wikipedia.org. 07/07/2014. .................................................................... 251

Ilustración 74. Movimientos articulares. PFC R0981 Prótesis de hombro.

07/07/2014. ............................................................................................ 255

Ilustración 75. Movimientos: flexión y extensión. Revista REDUCA.

07/07/2014. ............................................................................................ 257

Ilustración 76. Movimientos: abducción y aducción. Revista REDUCA.

07/07/2014. ............................................................................................ 258

Ilustración 77. Movimientos: Rotación interna y externa. Revista REDUCA.

07/07/2014. ............................................................................................ 259

Ilustración 78. Movimientos: Antepulsión y retropulsión. Revista REDUCA.

07/07/2014. ............................................................................................ 260

Ilustración 79. Movimiento de circunducción. PFC R0981 Prótesis de

hombro. 07/07/2014. .............................................................................. 261

Ilustración 80. Fuerzas en la articulación glenohumeral. PFC R0981

Prótesis de hombro. 07/07/2014. ........................................................... 262

Ilustración 81. Variabilidad dela dirección de las reacciones en función de

la posición. PFC R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014. .................... 263

Ilustración 82. Diagrama del sólido libre del brazo. PFC R0981 Prótesis de

hombro. 07/07/2014. .............................................................................. 264

Ilustración 83. Fuerzas musculo-esqueléticas. Fisiología del músculo

esquelético. 07/07/2014. ........................................................................ 267

Ilustración 84. Tipos de palanca. Wikipedia.org. 07/07/2014. ................ 268



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 85. Geometría: Componente humeral. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 275

Ilustración 86. Geometría: Posición anatómica. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 276

Ilustración 87. Geometría: Posición de abducción media. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 277

Ilustración 88. Geometría: Posición de abducción 90º. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 278

Ilustración 89. Modelo: Húmero. Elaboración propia. 07/07/2014.......... 282

Ilustración 90. Modelo: Escápula. Elaboración propia. 07/07/2014........ 283

Ilustración 91. Modelo: Diáfisis. Elaboración propia. 07/07/2014. .......... 285

Ilustración 92. Modelo: Epífisis. Elaboración propia. 07/07/2014. .......... 286

Ilustración 93. Modelo: Casquillo articular. Elaboración propia. 07/07/2014.

............................................................................................................... 287

Ilustración 94. Modelo: Glenosfera. Elaboración propia. 07/07/2014. .... 288

Ilustración 95. Modelo: Metaglena. Elaboración propia. 07/07/2014. ..... 288

Ilustración 96. Modelo: Tornillos de fijación ósea. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 289

Ilustración 97. Modelo del componente humeral. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 291

Ilustración 97. Modelo: Articulación en posición anatómica. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 292

Ilustración 98. Modelo: Articulación en posición de abducción media.

Elaboración propia. 07/07/2014. ............................................................ 293

Ilustración 99. Modelo: Articulación en posición de abducción a 90º.


Ilustración 100. Ensayo en laboratorio. E. Galindo Martens. 07/07/2014.

............................................................................................................... 295

Ilustración 101. Ensayo de movilidad: GDL. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 298



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 102. Ensayo de movilidad: posición vertical. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 299

Ilustración 103. Ensayo de movilidad: pos horizontal. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 299

Ilustración 104. Ensayo de resistencia: Condiciones de contorno y mallado.


Ilustración 105. Ensayo de resistencia: Desplazamiento máximo.


Ilustración 106. Ensayo de resistencia: Tensiones de Von Misses.


Ilustración 107. Ensayo de fatiga: Daño. Elaboración propia. 07/07/2014.

............................................................................................................... 304

Ilustración 108. Ensayo de fatiga: Vida total (ciclos). Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 304

Ilustración 109. Simulación caso 1: Tensiones equivalentes de Von Misses.


Ilustración 109. Simulación caso 1: Deformaciones totales. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 307




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 309




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 311




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 313



INVERSA DE HOMBRO




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 315




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 317




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 319




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 321




propia. 07/07/2014. ................................................................................ 323

Ilustración 109. Simulación hueso cortical caso 9: Tensiones equivalentes

de Von Misses. Elaboración propia. 07/07/2014. ................................... 327

Ilustración 109. Simulación diáfisis caso 9: Tensiones equivalentes de Von

Misses. Elaboración propia. 07/07/2014. ............................................... 328

Ilustración 109. Simulación epífisis caso 9: Tensiones equivalentes de Von


Ilustración 109. Simulación casquillo caso 9: Tensiones equivalentes de

Von Misses. Elaboración propia. 07/07/2014. ........................................ 330

Ilustración 109. Simulación glenosfera caso 9: Tensiones equivalentes de




INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 109. Simulación metaglena caso 9: Tensiones equivalentes de


Ilustración 109. Simulación tornillos caso 9: Tensiones equivalentes de Von


Ilustración 127. Designación del producto. AEMPS. 07/07/2014. .......... 367

Ilustración 128. Indicación del proceso de esterilización. AEMPS.

07/07/2014. ............................................................................................ 367

Ilustración 128. Indicación de si el producto es estéril. AEMPS. 07/07/2014.

............................................................................................................... 367

Ilustración 130. Indicación de un solo uso. AEMPS. 07/07/2014 ........... 367

Ilustración 131. Dimensiones marcado CE. Oficial CE. 07/07/2014. ..... 373



INVERSA DE HOMBRO

0.3. ÍNDICE GENERAL DE TABLAS.

Tabla 1. Relación de actividades. Elaboración propia. 07/07/2014........ 128

Tabla 2. Relación de actividades en GanttProject. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 130

Tabla 3. Propiedades mecánicas de un fémur en diversos estudios. Revista

TECNOLOGÍ@ Y DESARROLLO. 07/07/2014...................................... 155

Tabla 4. Propiedades mecánicas de la parte proximal de un fémur. Revista

Revista electrónica Ingeniería Mecánica. 07/07/2014. ........................... 156

Tabla 5. Propiedades mecánicas de un húmero. Blog personal de J.

Rodríguez. 07/07/2014. ......................................................................... 156

Tabla 6. Propiedades mecánicas del hueso cortical del húmero.

Elaboración propia.. 07/07/2014. ........................................................... 157

Tabla 7. Propiedades mecánicas del hueso esponjoso. Elaboración propia..

07/07/2014. ............................................................................................ 159

Tabla 8. Límite elástico de fémur y tibia según diversos autores. Revista

TECNOLOGÍ@ Y DESARROLLO. 07/07/2014...................................... 160

Tabla 9. Límite elástico del tejido óseo. Revista TECNOLOGÍ@ Y

DESARROLLO. 07/07/2014................................................................... 160

Tabla 10. Contacto de la empresa Zimmer. www.zimmer.com. 07/07/2014.

............................................................................................................... 183

Tabla 11. Propiedades mecánicas del cemento óseo Osteobond.

www.zimmer.com. 07/07/2014. .............................................................. 183

Tabla 12. Propiedades físicas del Ti6Al4V. spanish.chtitanium.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 184

Tabla 13. Propiedades mecánicas del Ti6Al4V. spanish.chtitanium.com.

07/07/2014. ............................................................................................ 185

Tabla 14. Propiedades mecánicas UHMWPE. Traid Villarroya. 07/07/2014.

............................................................................................................... 187

Tabla 15. Resumen de procesos de estirilización. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 192



INVERSA DE HOMBRO

Tabla 16. Valores de descriminación del sexo en función del peso de los

huesos. PFC R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014. .......................... 243

Tabla 17. Datos antropométricos raza xantocroide, sexo masculino. PFC

R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014. ............................................... 245

Tabla 18. Datos antropométricos raza xantocroide, sexo femenino. PFC

R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014. ............................................... 246

Tabla 19. Planos de referencia y movimientos. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 251

Tabla 20. Grados de libertad: Articulación glenohumeral. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 253

Tabla 21. Grados de libertad: Articulaciones acromio y esternoclavicular.


Tabla 22. Características de los movimientos: flexión y extensión.


Tabla 23. Características de los movimientos: abducción y aducción.


Tabla 24. Características de los movimientos: Rotación interna y externa.


Tabla 25. Características de los movimientos: Antepulsión y retropulsión.


Tabla 26. Resumen: Modelo del componente humeral. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 290

Tabla 27. Resumen: Modelos de la articulación. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 290

Tabla 28. Composición química exigible al Ti6Al4V. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 349

Tabla 29. Propiedades físicas exigibles al Ti6Al4V. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 350

Tabla 30. Propiedades mecánicas exigibles al Ti6Al4V. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 350



INVERSA DE HOMBRO

Tabla 31. Impurezas máximas exigibles al UHMWPE. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 351

Tabla 32. Propiedades físicas exigibles al UHMWPE. Elaboración propia.

07/07/2014. ............................................................................................ 352

Tabla 33. Propiedades mecánicas exigibles al UHMWPE. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 352

Tabla 34. Propiedades mecánicas exigibles al Cemento óseo: Ostebond.


Tabla 35. Propiedades mecánicas exigibles a la hidroxiapatita. Elaboración

propia. 07/07/2014. ................................................................................ 354



INVERSA DE HOMBRO

Firma, a 14 de Julio de 2014.

El estudiante de Grado en Ingeniería Mecánica.

Fdo. Ander Martínez Alonso



INDUSTRIAL

DOCUMENTO DE SÍNTESIS



DIRECTOR DEL TFG


AUTOR:








MARTÍNEZ ALONSO, ANDER TRABAJO FIN DE GRADO INGENIERÍA MECÁNICA

INVERSA DE HOMBRO

DOCUMENTO DE SÍNTESIS.

DOCUMENTO DE SÍNTESIS. ........................................................... 34

1.1. PRÓTESIS BIPOLAR INVERSA DE HOMBRO. ....................... 35

1.2. REVERSED BIPOLAR SHOULDER PROSTHESIS. ................ 36




INVERSA DE HOMBRO

1.1. PRÓTESIS BIPOLAR INVERSA DE HOMBRO.

El presente Trabajo Fin de Grado: Prótesis bipolar inversa de hombro, ha

sido realizado y redactado por Ander Martínez Alonso, estudiante de último

curso de Grado en Ingeniería Mecánica en la Universidad de La Rioja. Y

dirigido por José Antonio Gómez Cristóbal, profesor y doctor del

Departamento de Ingeniería Mecánica en la misma universidad.

El objetivo principal del Proyecto es el de diseñar, calcular y simular un

prototipo de prótesis bipolar inversa de hombro, así como sentar las bases

para un futuro rediseño. Con todo ello se ha conseguido que esta prótesis

permita la curación y recuperación de la movilidad en pacientes que

padezcan enfermedades degenerativas o fracturas de gravedad en la

articulación del hombro.

El marco legal de referencia bajo el amparo del cual se ha realizado ha sido

el Real Decreto 1591/2009, de 16 de octubre de 2009, que determina las

disposiciones generales por las que se regulan los productos sanitarios.

Por su parte, para la elaboración y organización documental se ha seguido

la norma UNE 157001:2002: Criterios generales de elaboración de

proyectos.

El desarrollo del Proyecto se ha fundamentado en la investigación en el

campo de la Ingeniería Biomédica, donde han sido fundamentales el

Diseño Asistido por Ordenador y la Ingeniería Asistida por Ordenador,

debido a que la materialización de los diseños, cálculos y simulaciones se

han realizado por medio de los softwares informáticos: Solidworks y Ansys.

Dentro de la organización documental del Proyecto se incluyen la Memoria,

Anexos; anexo de partida y anexo de cálculo y simulación, los Planos, el

Pliego de Condiciones, y la valoración económica; Estado de Mediciones y

Presupuesto.


SYNTHESIS

DOCUMENT


INVERSA DE HOMBRO

1.2. REVERSED BIPOLAR SHOULDER PROSTHESIS.

The present Final Degree Project: Reversed bipolar shoulder prosthesis,

has been written and carried out by Ander Martínez Alonso, last year

student of the degree in Mechanical Engineering in the University of La

Rioja. The Project has been correctly developed and completed thanks to

the contribution of the project director: José Antonio Gómez Cristóbal,

doctor and professor of the Mechanical Engineering Department in the

same university.

The main target of the Project concerns the design, the calculus, and the

simulation of a reversed bipolarity shoulder prosthesis prototype, as well as

setting the basis for future redesigns of the prosthesis. To take this into

account, this prosthesis has been created in order to provide the correct

treatment and mobility recovery from degenerative illnesses and severe

fractures of the shoulder joint.

The legal framework of reference applied to the Project is the Royal Decree-

Law 1591/2009, 16th October 2009, which determines the general standards

that control the sanitary products. The content of this Document has been

made under the rule UNE 157001:2002.

The Project’s development has been based on the research on the

Biomedical Engineering. Since the great relevance materializing designs,

calculus and simulations implies for the success of the final project, the

usage of Computer Assisted Design and Computer Assisted Engineering

has been decisive. This concrete task has been figured out specifically with

the computer softwares: Solidworks and Ansys. Memory, Annexes, Plans,

Terms and Conditions, and the economic assessment; Measurements

State and Budget, are included inside as a way of organizing documents

inside the project carried out.




INVERSA DE HOMBRO






INDUSTRIAL

MEMORIA



DIRECTOR DEL TFG


AUTOR:







MEMORIA. MARTÍNEZ ALONSO, ANDER TRABAJO FIN DE GRADO INGENIERÍA MECÁNICA

INVERSA DE HOMBRO

MEMORIA.

MEMORIA. ........................................................................................ 39

2.1. OBJETO. ................................................................................... 42

2.2. ALCANCE. ................................................................................ 43

2.3. ANTECEDENTES. .................................................................... 44

2.3.1. Antecedentes de PFC de la Universidad de La Rioja. ...... 44

2.3.2. Antecedentes históricos. ................................................... 45

2.3.2.1. Prótesis bipolar. ................................................................ 46

2.3.2.2. Prótesis modular. .............................................................. 47

2.3.2.3. Prótesis Kessel ................................................................. 48

2.3.2.4. Prótesis Delta. .................................................................. 49

2.3.3. Antecedentes clínicos. ...................................................... 50

2.3.3.1. Artritis reumatoide. ............................................................ 50

2.3.3.2. Artrosis glenohumeral u omartrosis. ................................. 51

2.3.3.3. Necrosis avascular de la cabeza del húmero. .................. 53

2.3.3.4. Facturas severas del hombro. .......................................... 54

2.3.3.5. Artropatía del manguito de los rotadores. ......................... 55

2.3.3.6. Rotura masiva del manguito de los rotadores. ................. 56

2.3.4. Antecedentes médicos. .................................................... 57

2.4. NORMAS Y REFERENCIAS. .................................................... 61

2.4.1. Disposiciones legales y normas aplicadas. ...................... 61

2.4.1.1. Normativa referente al Documento. .................................. 61

2.4.1.2. Disposiciones legales y normativa referente al Proyecto. . 61

2.4.2. Bibliografía. ....................................................................... 64



INVERSA DE HOMBRO

2.4.3. Programas de cálculo. ...................................................... 71


del Proyecto. ................................................................................. 74

2.5. DEFINICIONES Y ABREVIATURAS. ........................................ 78

2.5.1. Definiciones. ..................................................................... 78

2.5.2. Abreviaturas...................................................................... 81

2.6. REQUISITOS DE DISEÑO. ...................................................... 83

2.6.1. Requisitos impuestos por los objetivos del Proyecto. ....... 83


reglamentación aplicables. ............................................................ 84

2.6.3. Requisitos impuestos por el mercado. .............................. 84

2.7. ANÁLISIS DE SOLUCIONES. ................................................... 85

2.7.1. Materiales. ........................................................................ 86

2.7.1.1. Determinación de las propiedades mecánicas del hueso. 86

2.7.1.2. Elección de los materiales. ............................................... 87

2.7.2. Diseño de la prótesis. ....................................................... 89

2.7.2.1.Determinación del número de componentes de la prótesis.

...................................................................................................... 89

2.7.2.2. Diseño de la prótesis una vez implantada. ....................... 90

2.7.3. Simulación. ....................................................................... 92

2.7.3.1. Elección de las geometrías de estudio. ............................ 92

2.7.3.2. Gestión de los problemas con puntos de singularidad. .... 93

2.8. RESULTADOS FINALES. ......................................................... 94

2.8.1. Descripción del producto. ................................................. 94

2.8.1.1. Componentes protésicos. ................................................. 94

2.8.1.1.1. Componente humeral: Diáfisis...................................... 95



INVERSA DE HOMBRO

2.8.1.1.2. Componente humeral: Epífisis...................................... 98

2.8.1.1.3. Casquillo articular. ...................................................... 101

2.8.1.1.4. Glenosfera. ................................................................. 104

2.8.1.1.5. Metaglena. .................................................................. 107

2.8.1.1.6. Tornillos de fijación ósea. ........................................... 110

2.8.1.1.7. Cemento óseo. ........................................................... 112

2.8.1.1.8. Hidroxiapatita.............................................................. 112

2.8.1.2. Esterilización y embalaje. ............................................... 113

2.8.1.3. Certificaciones. ............................................................... 114

2.8.2. Presentación del producto. ............................................. 115

2.8.3. Conclusiones y comentario de resultados obtenidos. ..... 119

2.8.4. Líneas de investigación abiertas..................................... 122

2.9. PLANIFICACIÓN. .................................................................... 124

2.9.1. Definición de las fases del Proyecto. .............................. 124

2.9.1.1. Fase I. ............................................................................. 124

2.9.1.2. Fase II. ............................................................................ 125

2.9.1.3. Fase III. ........................................................................... 126

2.9.1.4. Fase IV. .......................................................................... 127

2.9.2. Relación y secuencias lógicas entre fases y actividades.127


los recursos propios y ajenos. ..................................................... 129

2.9.4. Expresión gráfica de la programación utilizada. ............. 129


BÁSICOS. .......................................................................................... 131



INVERSA DE HOMBRO

2.1. OBJETO.

El objetivo del presente Documento, es el de recoger en su totalidad los

recursos y procedimientos destinados al diseño, cálculo, simulación y futuro

rediseño de un prototipo de prótesis bipolar inversa de hombro. Será

necesario que esta prótesis permita la curación y restauración de las

funciones biomecánicas en pacientes que padezcan enfermedades

degenerativas o fracturas severas de la articulación glenohumeral.

En lo que al marco legal se refiere, el Proyecto debe cumplir con la vigente

legislación y normativa que le concierne, por ello se ha redactado bajo el

amparo de la Norma UNE 157.001 y de acuerdo al Documento BOE-núm.

268, del 6 de noviembre de 2009 páginas 92708 a 92778 (71 págs.),

documento que actualiza las disposiciones generales por las que se

regulan los productos sanitarios, aprobado por Real Decreto 1591/2009, de

16 de octubre de 2009.

La redacción de este Documento, responde a la necesidad de constatar por

escrito a la Universidad de La Rioja, en el papel de Cliente, la totalidad del

desarrollo del Proyecto. Por ello, se buscará establecer un Documento

comprensible y coherente tanto para el Tribunal evaluador como para los

especialistas en la materia. Expresándolo de manera inequívoca y

justificando todas las soluciones adoptadas.

Expuesto lo anterior queda clara la necesidad y justificación de la redacción

de este Documento y la realización del presente Proyecto.



INVERSA DE HOMBRO

2.2. ALCANCE.

El ámbito de aplicación de este Proyecto es el de la medicina o de la

ingeniería biomédica, y, dentro de ellas concretamente, la ortopedia. A su

vez, dentro de ésta, la rama en la que se enmarca el presente Proyecto es

la destinada a las sustituciones o remplazos protésicos de la articulación

del hombro.

La prótesis está enfocada al remplazo de la articulación glenohumeral de

cualquier paciente que por prescripción médica lo requiera. Por lo tanto, el

alcance espacial de la prótesis es la articulación glenohumeral,

concretamente la mitad proximal del húmero y la cavidad glenoidea de la

escápula. En la siguiente ilustración se pueden apreciar redondeados en

rojo estos dos elementos anatómicos; húmero a la izquierda y cavidad

glenoidea a la derecha.

Ilustración 1. Alcance del Proyecto. Clinicaderodillayhombro.info.

07/07/2014.

Las limitaciones del Proyecto vienen marcadas por la anatomía humana en

general y también por la anatomía particular del paciente. Esto se traduce

en la imposibilidad de desarrollar estudios o ensayos que permitan valorar

correctamente el comportamiento de la articulación in vivo tanto

previamente como posteriormente a la implantación quirúrgica de la

prótesis. También resulta de enorme dificultad la obtención de probetas y



INVERSA DE HOMBRO

la maquinaria de ensayos adecuada que permita valorar el comportamiento

óseo.

Es por ello que, teniendo en cuenta que el ámbito de realización del

Proyecto es el académico, y por lo tanto los recursos tanto temporales,

como técnicos o económicos, son aún más reducidos. Se decide que la

metodología a seguir para el cálculo y la simulación del prototipo, se va a

basar íntegramente en el Método de los Elementos Finitos mediante

software informático especializado.

Atendiendo al alcance temporal de la prótesis, éste se establece acorde a

su vida útil una vez implantada. Según las especificaciones técnicas

fundamentadas en la normativa vigente, se debe asegurar al 100% una vida

útil de al menos 15 años, siempre y cuando se respeten los términos y

condiciones de uso.

2.3. ANTECEDENTES.

Los antecedentes han constituido uno de los principales puntos de partida

del presente Proyecto, ya que la observación y estudio de los distintos

modelos de prótesis de hombro, e incluso de prótesis de cadera, han

permitido desarrollar diferentes líneas de diseño en función de los objetivos

que se han pretendido. A continuación se van a citar ordenadamente los

principales antecedentes estudiados:

2.3.1. Antecedentes de PFC de la Universidad de La Rioja.

Hasta la fecha, en la Universidad de La Rioja se han realizado 5 Proyectos

Fin de Carrera de prótesis articulares, aptos para consulta pública:

- R0981: Prótesis de hombro.

- R0734: Prótesis de codo.

- R0714: Prótesis de tobillo.

- R0511: Prótesis de rodilla.



INVERSA DE HOMBRO

- R0355: Prótesis de cadera.

Por su proximidad en el tiempo y abordar la misma articulación en concreto,

resulta de más relevancia el primero de ellos. Aun así, por tratar también

los miembros superiores y por ser relativamente actual, ha resultado

interesante el proyecto de la prótesis de codo. A continuación se

profundizará brevemente en el antecedente sembrado por el PFC R0981:

Prótesis de hombro

Este Proyecto Final de Carrera realizado en 2010 por la estudiante I.T. I.

Mecánica Marta Calvo Zaldívar, desarrolla una prótesis de hombro que

permite la intercambiabilidad entre vástago de fractura y vástago

degenerativo. Todo el cálculo se basa en la utilización de un software

informático de FEM, tomando simplificaciones por las que analiza

componente a componente, sometiéndolos por separado a una estimación

de la fuerza máxima a la que va a ser sometida la articulación.

2.3.2. Antecedentes históricos.

El hombro fue la primera articulación en ser remplazada por una prótesis

en un ser humano. Fue desarrollada, en 1893, por el cirujano francés Jules

Pean en un paciente afecto de artritis tuberculosa. En 1951, el médico

cirujano Neer presentó la opción del reemplazamiento de una cabeza

humeral fracturada, con una prótesis. Neer también describió el uso de una

glenoide de polietileno en el manejo de procesos artríticos de la articulación

glenohumeral, lo cual constituyó el primer paso al frente en cuanto a

desarrollo de modelos de prótesis.

La prótesis de hombro estándar consta de dos porciones: un implante

humeral metálico que exclusivamente reemplaza a la cabeza humeral y

reproduce de una forma fisiológica la anatomía y un vástago con dos

alerones antirrotatorios cuyo diámetro debe ser variable para que en caso

de no poder obtener un ajuste a presión adecuado se pueda recurrir a la



INVERSA DE HOMBRO

utilización de cemento acrílico. La longitud del vástago debe ser

aproximadamente seis veces el diámetro del húmero. El componente

glenoideo es el que alberga el cotilo de la articulación.

El modelo más utilizado es curiosamente la prótesis de Neer aunque,

evidentemente más avanzado que el desarrollado en 1951, el Neer II. Dicho

modelo posee una pieza de polietileno que se ancla en el espesor del

omóplato a través de la cavidad glenoidea y que posee un radio de

curvatura idéntico al del componente humeral, existen tres variantes:

Un modelo con la misma extensión que la cavidad glenoidea.

Un modelo idéntico al anterior, pero con soporte metálico, que se utiliza en

sujetos jóvenes o cuando la cavidad glenoidea está muy destruida.

Un tercer modelo, en el que son mayores las dimensiones, para los casos

en los que existe una importante destrucción del manguito de los rotadores.

Los tipos de prótesis de hombro más habituales son:

- Prótesis bipolar.

- Prótesis modular.

- Prótesis Kessel

- Prótesis DELTA.

2.3.2.1. Prótesis bipolar.

La prótesis bipolar es una prótesis bi-rotacional con esfera libre y móvil

incrustada en el espacio subacromial. Reduce el riesgo de desgaste de la

cavidad glenoidea y el acromion. Se desarrolló para el uso en pacientes

con severo daño articular en los que no está permitido un reemplazamiento

protésico convencional o cuando otros tratamientos son inadecuados.



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 2. Prótesis bipolar. www.elsevier.es. 07/07/2014.

2.3.2.2. Prótesis modular.

Las prótesis modulares permiten combinar diferentes tamaños de cabezas

humerales con vástagos humerales de longitud y diámetro también

variable. Las ventajas de este tipo de prótesis radican en que al aumentar

el número de posibilidades de combinar cabeza y vástago se permite

conseguir una mejor adaptación del implante a la anatomía del paciente,

una mayor adaptabilidad entre la cabeza y el vástago, una mayor facilidad

para convertir una hemiartroplastia en artroplastia total y una mayor

capacidad para reemplazar en los casos en que se necesite resolver

problemas tardíos de inestabilidad. Con la prótesis modular es más sencilla

la revisión glenoidea o la conversión de hemiartroplastia en artroplastia

total.

A pesar de todo, existen algunas desventajas de este tipo de prótesis como

el que deben existir algunos grados de separación entre el vástago humeral

y la cabeza lo que puede llegar a producir en algunos casos disminución

de movilidad e inestabilidad. Por otra parte, la prótesis modular es más

cara.



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 3. Prótesis modular. www.elsevier.es. 07/07/2014.

2.3.2.3. Prótesis Kessel

La prótesis Kessel es una prótesis anatómicamente invertida, con un

componente humeral cóncavo cementado, sin stem y un componente

glenoideo esférico de sujeción press-fit (atornillado).



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 4. Prótesis total. www.maitr ise-orthop.com/. 07/07/2014.

2.3.2.4. Prótesis Delta.

La prótesis Delta o prótesis invertida de Grammont ha sido desarrollada por

la escuela francesa para casos de rotura masiva del manguito de los

rotadores, su principal característica es que puede ser colocada en posición

normal o invertida, en función de la disposición d elos componentes

protésicos.

Ilustración 5. Prótesis Delta. www.elsevier.es. 07/07/2014.



INVERSA DE HOMBRO

2.3.3. Antecedentes clínicos.

La cirugía protésica del hombro presenta múltiples indicaciones tanto en

enfermedades reumáticas o inflamatorias y degenerativas, como en ciertas

fracturas de la cabeza del húmero.

El proceso degenerativo del hombro no es tan frecuente como en la cadera

o la rodilla, al estar relacionado con los miembros superiores. Esto se

traduce en una necesidad de prótesis más reducida.

Inicialmente, el objetivo de la cirugía protésica del hombro fue el de tratar

las fracturas severas de la articulación. En la actualidad, también se tratan

por este método enfermedades degenerativas tales como la artritis

reumatoide, la artrosis glenohumeral u omartrosis, la necrosis avascular de

la cabeza humeral, la artropatía del manguito rotador, secuelas de artritis

séptica, reconstrucción tras resección tumoral y los fracasos de prótesis

previas.

A continuación se detallan algunas de estas patologías que requieren de

reparación quirúrgica.

2.3.3.1. Artritis reumatoide.

La artritis reumatoide es una enfermedad que afecta las articulaciones o

coyunturas. Causa dolor, hinchazón y rigidez. Su afección suele ser

simétrica, lo que quiere decir que si un hombro padece de artritis

reumatoide el otro posiblemente también lo sufra. Esta enfermedad ocurre

a menudo en más de una articulación y puede afectar a cualquiera de las

articulaciones. Las personas con esta enfermedad pueden sentir malestar

y cansancio, y a veces experimentar fiebre. Su efecto se puede apreciar en

la siguiente imagen:



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 6. Artrit is reumatoide. www.yoymidoctor.com. 07/07/2014.

Algunas personas tienen la enfermedad sólo por unos cuantos meses, o

por uno o dos años. Después desaparece sin causar daños. Otras personas

tienen épocas en que los síntomas empeoran (brotes) y épocas en que se

mejoran (remisiones). En los casos más graves, la enfermedad puede durar

muchos años o toda la vida. Esta forma de la enfermedad puede causar

daños graves a las articulaciones. En el caso del hombro, puede llegar a

afectar a las funciones musculares del manguito de los rotadores,

pudiéndose beneficiar antes el paciente de tratamiento quirúrgico de

remplazamiento protésico.

Tiene más repercusión y ocurre con más frecuencia entre las mujeres. La

artritis reumatoide comienza a menudo durante la edad mediana y es más

común en las personas de mayor edad, aunque los niños y jóvenes también

la pueden padecer.

El motivo de la afección es desconocido aunque se sabe que, con este tipo

de artritis, el sistema inmunitario ataca a los tejidos de su propio cuerpo.

Algunos factores que podrían causar la artritis reumatoide son la genética,

el medioambiente y las hormonas.

2.3.3.2. Artrosis glenohumeral u omartrosis.

La artrosis glenohumeral es la enfermedad degenerativa de la articulación

entre la cabeza humeral y la cavidad glenoidea del omóplato o escápula,

en la que se produce una pérdida del cartílago que recubre las superficies

articulares con desaparición del espacio articular, así como



INVERSA DE HOMBRO

un endurecimiento de las superficies óseas con formación de osteofitos

(crecimiento óseo en la periferia de la articulación). La etiopatogenia de

esta enfermedad es multifactorial y afecta a la membrana sinovial, el

cartílago y el hueso.

En la siguiente radiografía se pueden visualizar los efectos de una

omartrosis desarrollada, produciéndose una gran inflamación entorno a la

articulación glenohumeral (P).

Ilustración 7. Omartrosis. www.arthrolink.com. 07/07/2014.

La integridad de la articulación depende en gran parte de la distribución de

las fuerzas que soporta, por tanto, una alineación correcta es esencial para

su buen funcionamiento. Las anormalidades en esta alineación

(traumatismo, acromegalia, enfermedad de Pager, etc.), las alteraciones en

la integridad de los tejidos asociados a ella y el proceso de envejecimiento

predisponen a la aparición de la enfermedad articular degenerativa.



INVERSA DE HOMBRO

La omartrosis es el motivo más frecuente para la cirugía protésica del

hombro, aparece de manera frecuente después de la ruptura del manguito

rotador y de una subluxación posterior. En esta enfermedad suelen estar

afectadas tanto la cabeza humeral como la glenoides y por ello la indicación

más habitual es la sustitución de ambas superficies articulares mediante la

implantación de una prótesis total de hombro.

La artroplastia total consigue un alivio del dolor, función, fuerza, rotación

interna y satisfacción del paciente. En pacientes con inadecuada o bien

insuficiente reserva ósea glenoidea y desgarro irreparable del manguito de

los rotadores, no podremos usar esta técnica.

2.3.3.3. Necrosis avascular de la cabeza del húmero.

La necrosis avascular, también llamada osteonecrosis, necrosis aséptica o

necrosis ósea isquémica, es una enfermedad producida por la falta

temporal o permanente de irrigación sanguínea al hueso. Cuando se

interrumpe la irrigación sanguínea, el tejido óseo se muere y el hueso se

destruye. Si la necrosis avascular tiene lugar cerca de una articulación es

posible que se destruya también la superficie de la propia articulación.

Si bien la necrosis avascular puede producirse en cualquier hueso, aparece

con mayor frecuencia en los extremos de un hueso largo. Puede afectar a

uno o a varios huesos simultáneamente o bien a distintos huesos en

distintos momentos. En la siguiente imagen, se aprecia una recreación

hiperrealista de una necrosis avascular en la cabeza proximal del fémur.



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 8. Necrosis avascular. www.boneclinic.com.sg. 07/07/2014.

La necrosis avascular puede ser el resultado tanto de causas

traumatológicas; lesiones, fracturas o daños en los vasos sanguíneos,

como de causas no traumatológicas; uso prolongado de ciertos

medicamentos, como corticosteroides, o consumo excesivo o prolongado

de alcohol.

2.3.3.4. Facturas severas del hombro.

Las fracturas severas del hombro son uno de los principales indicadores o

motivos para la cirugía protésica de reemplazamiento del hombro. En las

fracturas de la cabeza humeral, la irrigación sanguínea de los fragmentos

puede estar interrumpida, como se aprecia en la siguiente recreación:



INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 9. Fractura de cabeza de húmero en 4 partes.

www.msdlatinamerica.com. 07/07/2014.

Las fracturas de húmero suponen entre el 4 y 5% de todas las fracturas. De

ellas las fracturas de húmero proximal representan un 45%, aumentando

en mayores de 40 años hasta el 76%. La osteoporosis contribuye a este

aumento de incidencia.

Las fracturas severas incluyen fracturas en más de 3 o 4 porciones de la

cabeza humeral, fracturas en el cuello del húmero y fracturas tipo head-

splitting, en las que se produce la división de la cabeza humeral en dos

partes. Todos estos tipos de fractura invalidan totalmente o destruyen las

superficies articulares, por lo que el tratamiento habitual es el reemplazo

quirúrgico por una prótesis.

2.3.3.5. Artropatía del manguito de los rotadores.

La artropatía por desgarro del manguito rotador o CT-siglas en inglés- es

una afección artrítica que se produce cuando el desgarro es masivo durante

un periodo prolongado. Es la combinación de un desgarro masivo del

manguito rotador y el colapso de la superficie del húmero Generalmente,

las personas con artropatía por desgarro del manguito rotador

experimentan dolor intenso y rango de movimiento muy limitado.



INVERSA DE HOMBRO

En la siguiente imagen se aprecian dos tipos de desgarros del manguito de

los rotadores.


portalesmedicos.com. 07/07/2014.

Los cirujanos decidirán cuál es el procedimiento a utilizar en base a la

magnitud del daño de los huesos y los tejidos circundantes del hombro. El

manguito rotador y los implantes ortobiológicos pueden reparar los

hombros que están gravemente dañados. En un estudio de cientos de

pacientes que se sometieron a la cirugía de hombro, más del 95% informó

tener menos dolor tras la cirugía.

El tratamiento de la artropatía del manguito debe ser individualizado para

cada paciente y tener en cuenta la condición patológica presente. Cuando

la artropatía primaria del manguito de los rotadores es tan severa que no

permite una reparación quirúrgica se considera que el reemplazamiento

protésico es el procedimiento necesario.

2.3.3.6. Rotura masiva del manguito de los rotadores.

Las roturas masivas del manguito de los rotadores son consideradas como

tal con la ruptura de dos o más tendones de los músculos que lo componen.

Origina trastornos biomecánicos y nutricionales del cartílago articular que

llevan a la desestructuración progresiva de la articulación glenohumeral.



INVERSA DE HOMBRO

Los pacientes con una rotura irreparable del manguito de los rotadores, en

estado avanzado también pueden desarrollar una artrosis y ser preciso

valorar su tratamiento con una prótesis. A continuación se propone un claro

ejemplo de rotura del manguito de los rotadores:


f indlaw.doereport.com. 07/07/2014.

2.3.4. Antecedentes médicos.

A continuación, se va a hacer referencia a los antecedentes médicos con

el fin de exponer los datos de empleabilidad de las prótesis de hombro, y

de los problemas más comunes.

Pese a que como se ha expuesto anteriormente, la prótesis de hombro fue

la primera prótesis en ser ideada y puesta en práctica, el desarrollo de las

prótesis de hombro es más reciente que en la cadera o rodilla. En España,

en 1997 y según datos del INE, se hicieron 107 sustituciones totales de

hombro (frente a 14036 de cadera, por ejemplo), y 233 sustituciones

parciales. Esto demuestra que el campo de las prótesis de hombro aún está

sin explorar completamente.

Las cirugías de reemplazo de articulación tienen éxito en 9 de cada 10

casos, como así lo avala también el INE en sus estadísticas. Se precisa



INVERSA DE HOMBRO

además que ese 1 de cada diez no reporta complicaciones severas o de

difícil reparación.

Las complicaciones más habituales en las sustituciones protésicas de

hombro son:

- Líneas radiotransparentes:

Son de significado incierto pero dado que aparecen más frecuentemente

en la carilla cementada suelen interpretarse como defectos técnicos de la

cementación. Su tasa de aparición es extremadamente variable, llegando

incluso a alcanzar al 90% de los componentes glenoideos.

- Aflojamiento:

En casos de reemplazo completo de la articulación, la prótesis puede

aflojarse y causar dolor. Si el desajuste es muy grande, será necesario

revisar la prótesis. Las tasas de aflojamiento de la glenoides son muy

variables y se considera que se producen como resultado de una carga

excéntrica con excesiva liberación de residuos (partículas de polietileno) y

reabsorción ósea. Su incidencia es mayor en pacientes con desgarro del

manguito de los rotadores. Si la técnica de cementación se realiza

meticulosamente decrece su aparición.

- Rotura tardía del manguito de los rotadores:

Es una complicación que suele ser poco frecuente. En caso de que ocurra

debe hacerse una reparación quirúrgica. En casos de lesiones crónicas la

necesidad de reparación depende de la sintomatología.

- Inestabilidad anterior y posterior:

La fijación primaria y/o secundaria de la prótesis debe garantizar una

perfecta estabilidad de los elementos implantados frente al hueso receptor.



INVERSA DE HOMBRO

- Migración proximal:

Es frecuente en el componente humeral, aunque las repercusiones clínicas

de la misma son escasas.

- Desgaste:

Se verá en todas las articulaciones de reemplazo. En caso de uso excesivo

se podrá ver algo de desgaste lo que requerirá una nueva cirugía. Cuando

el organismo reacciona frente a las partículas de desgaste de los

componentes de la prótesis aparece la “enfermedad de la partícula”, por lo

que es fundamental para evitar este fenómeno un diseño correcto de las

superficies de deslizamiento.

- Dislocación:

A veces, después del reemplazo completo, la cabeza de la prótesis se sale

de la cavidad. En la mayoría de los casos, el hombro puede volver a

colocarse sin necesidad de una nueva operación. En caso de dislocación

también se puede usar un soporte durante un tiempo, sin embargo es

común ver casos de dislocación después de una compleja operación de

ajuste.

- Osificación heterotópica:

La osificación heterotópica es la formación del hueso lamelar maduro en

zonas de tejido blando no relacionadas con el esqueleto. Puede afectar la

función articular pero no suelen producir dolor aunque sí una discreta

limitación funcional.

- Fracturas:

Existe la posibilidad de fracturas periprotésicas diafisarias de húmero. Es

poco frecuente que se rompan las piezas metálicas o plásticas, pero si así

ocurriese, será necesario realizar otra operación. La estructura de la



INVERSA DE HOMBRO

prótesis debe ser capaz de soportar sin fenómenos de fatiga las cargas

mecánicas generadas por la función.

- Infecciones:

Son complicaciones poco frecuentes. En casos de que hubiese algún

cuadro infeccioso a nivel protésico debe procederse a la retirada del

implante. Se pueden ver infecciones en la herida o alrededor de la herida

de la prótesis que pueden ocurrir en el mismo hospital y aún también varios

años después. En los casos de heridas mayores o muy profundas tal vez

sea necesario realizar otra operación y quitar la prótesis. Cualquier

infección podrá llegar hasta la articulación operada.

- Complicaciones nerviosas:

Son raras y si aparecen suelen afectar al nervio axilar y/o al plexo braquial

en ocasiones. Durante la operación se pueden dañar algunos nervios

cercanos a la articulación reemplazada. Estas lesiones nerviosas se curan

con el tiempo y hasta pueden llegar a recuperarse totalmente.



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2.4. NORMAS Y REFERENCIAS.

A continuación, mediante los diferentes apartados que sirvan de

clasificación, se va a indicar una relación de los documentos utilizados para

la materialización del presente Proyecto.

2.4.1. Disposiciones legales y normas aplicadas.

En este apartado se exponen la normativa y legislación de referencia para

el presente Proyecto.

2.4.1.1. Normativa referente al Documento.

UNE 157001:2002 – Criterios generales para la elaboración de proyectos.

UNE 1032 – Dibujos técnicos. Principios generales de representación.

UNE 1035 – Dibujos técnicos. Cuadro de rotulación.

UNE 1039 - Dibujos técnicos. Acotación. Principios generales, definiciones,

métodos de ejecución e indicaciones especiales.

UNE 1135 - Dibujos técnicos. Lista de elementos.

2.4.1.2. Disposiciones legales y normativa referente al

Proyecto.

- Marco legal de referencia:

Real Decreto 1591/2009 , de 16 de octubre de 2009. Disposiciones

generales por las que se regulan los productos sanitarios.

- Normativa de productos sanitarios e implantes quirúrgicos aplicable:



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UNE-EN ISO 10993-15:2001 - Evaluación biológica de productos

sanitarios. Parte 15: Identificación y cuantificación de los productos de

degradación de metales y aleaciones.

UNE-EN ISO 14630:2008 – Implantes quirúrgicos no activos. Requisitos

generales.

UNE-EN ISO 21534:2008 - Implantes quirúrgicos no activos. Implantes de

sustitución articulares. Requisitos particulares.

UNE-EN 980:2004 – Símbolos gráficos utilizados en el etiquetado de

productos sanitarios.

- Normativa específica de prótesis de hombro:

ASTM F-1378 - Especificaciones generales para prótesis de hombre

(Standard Specification for Shoulder Prostheses).

- Materiales:

ISO 5832-3:1996 – Implantes quirúrgicos. Productos de base metálica.

Parte 3: Titanio aleado 6-Aluminio 4-Vanadio.

ISO 5834-1:2005 – Implantes quirúrgicos. Polietileno de peso molecular

ultra elevado. Parte 1: forma en polvo.

ISO 5833:2002 Implantes quirúrgicos. Cementos acrílicos resinosos.

ISO 13779-2:2000. Implantes para la cirugía: Hidroxiapatita. Part 2: Capas

de hidroxiapatita.

- Ensayos de calidad de materiales:

ISO 6892 - Materiales metálicos. Ensayo de tracción. Parte 1: Método de

ensayo a temperatura ambiente.

ISO 7438 - Materiales metálicos. Ensayo de doblado.

ISO 527 – Plásticos. Ensayo de tracción.



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ISO 604 – Plásticos. Ensayo de compresión.

ISO 178 – Plásticos. Ensayo de flexión.

ISO 16402 – Implantes quirúrgicos. Cementos acrílicos resinosos. Ensayo

de fatiga a flexión.

ISO 13779-4:2002. Implantes para la cirugía: Hidroxiapatita. Part 4:

Determinación de la fuerza de adherencia en las capas.



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2.4.2. Bibliografía.

- Proyectos Fin de Carrera.

Zaldívar Calvo, M. Prótesis de Cadera. Proyecto Fin de Carrera. Ingeniería

Técnica Industrial Mecánica. Logroño. Universidad de La Rioja. 2010.

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Técnica Industrial Mecánica. Logroño. Universidad de La Rioja. 2007.

Redomero Echeverría, E. Prótesis de Codo. Proyecto Fin de Carrera.

Ingeniería Técnica Industrial Mecánica. Logroño. Universidad de La Rioja.

2007.

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Ingeniería Técnica Industrial Mecánica. Logroño. Universidad de La Rioja.

2003.

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Mecánica. Zaragoza. Universidad de Sevilla. 2011.

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Patente ES 2 029 529. Solicitud nº 0299889. Grammont, Paul Marie;

Trouilloud, Pierre y Deries, Xavier, E. Prótesis total de hombro. 16/08/2002.



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Zuckerman, J. Prótesis de hombre inversa. 18/10/2007.

Patente US 7,011,686 B2. Ball, R.J.; Ondrla, J.M.; Godest, A.C. Prótesis

humeral inversa. 14/03/2006.

Patente US 6,790,234 B1. Frankle, M.A. Sistema de prótesis inversa de

hombre. 14/09/2004.

- Artículos y documentos científicos.

DR. Galindo Martens, E. Desarrollo y biomecánica de una nueva prótesis

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López, M. Todo sobre el hombro (I), (II), y (III): Anatomía. Blog Vitónica.

2012.

Patrinós, A.J. Complejo articular del hombro. Universidad Abierta

Interamericana. 2012.

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Vol. II. Separata. 2004: 5-22.

Bosch-Cabrera, J., Estrada-Cinqualbres, R., Ramos-Botello, Y. Análisis

numérico comparativo de fijadores para el tratamiento de fracturas

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Habana sep.-dic. 2011.

Saldarriaga Quintero, E.J.; Uribe Díaz, C.I.; Chica Arrieta, E.; Latorre

Correa, F. Distribución de los esfuerzos en tramos protésicos fijos de tres

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superior: Exploración del hombro. Revista REDUCA. Escuela Universitaria

de Enfermería, Fisioterapia y Podología. Universidad Complutense de

Madrid. 2010.

Angulo Carrere, M.T.; Dobao Álvarez, C. Biomecánica del hueso. Revista



Angulo Carrere, M.T.; Dobao Álvarez, C. Biomecánica de la extremidad

superior: Exploración del codo. Revista REDUCA. Escuela Universitaria de



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Enfermería, Fisioterapia y Podología. Universidad Complutense de Madrid.

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la estructura ósea mediante la versión P de elementos finitos. Universidad

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Gillet, P.; Cescotto, S. Mecánica de los huesos. Cirugía del aparato

locomotor, CHU. 2007.

- Informes, estadísticas o resultados clínicos.

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Carmona Benjumea, A. Datos antropométricos de la población española.

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Axencia de Avaliación de Tecnoloxías Sanitarias de Galicia. Prótesis de

hombro: Tipos e indicaciones. Evaluación de resultados. Santiago de

Compostela. 2001.

Sociedad Mexicana de Ortopedia, AC. Artroplastía bipolar de hombro en

fracturas agudas. Revisión y seguimiento de 30 casos. Medigraphic.com

2003.

- Libros, atlas o enciclopedias de información médica.

Rouvière, H., Delmas, A., Delmas, V.: Anatomía humana. Descriptiva,

topográfica y funcional. Volumen I y III. Elsevier-Masson. (11ª edición)

2005.

Smart Ira Fox: Fisiología humana. Mc Graw-Hill Interamericana (7ª edición).

2003

Frank H. Netter, MD: Atlas de anatomía humana. (4ª edición). 2009.

Putz R., Pabst R., Sobotta: Atlas de Anatomía Humana. Vol. II. Editorial

Médica Panamericana, 1998.

Gary A., Thibodeau, Patton: Anatomía y fisiología. Harcourt-Mosby. (4ª

edición). 2000.

Juan A. García-Porrero, Juan M. Hurlé: Anatomía Humana. Mc Graw Hill

Interamericana de España. 2003.

Viladot Voegeli, A. y colaboradores. Lecciones básicas de biomecánica del

aparato locomotor. Ed. Springer. 2001.



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Imed Leloir. Fundamentos de Biomecánica articular. Cursos anuales

paralelos de histología y anatomía. 2008.

Mogollón Flores, M. Fundamentos de antropometría. 2002

Palastanaga, N; Field, D.; Soames, R. Anatomía y movimiento humano.

Estructura y funcionamiento. Ed. Paldotribo. 1998.

Nardi Vilardaga, J.; Combalía Aleu, A. Biomecánica del tendón. Capítulo 5,

Fundamentos del aparato locomotor. 2000.

Celigüeta Lizarza, J.T. Método de los elementos finitos para análisis

estructural, tomo I. Capos tecnológico de la Universidad de Navarra.

TECNUM. 2008.

Celigüeta Lizarza, J.T. Método de los elementos finitos para análisis

estructural, tomo II. Capos tecnológico de la Universidad de Navarra.

TECNUM. 2008.

- Catálogos y manuales comerciales:

Catálogo de PRODUFLON. Fabricación de productos en teflón. Polietileno

de Ultra Alto Peso Molecular UHMWPE. 2014.

DELTA Xtend. Reverse Shoulder System. Manual técnico quirúrgico

ilustrado extenso y catálogo de componentes. DePuy. 2007.

DELTA Xtend. Reverse Shoulder System. Manual técnico quirúrgico

ilustrado reducido y catálogo de componentes. DePuy. 2004.

East Cheshire. Manual médico para Remplazo quirúrgico de una prótesis

de hombro tipo delta o inversa. Orthopaedic Physiotherapy Department.

NHS Trust. 2005.

Rick Hatch, G.F. Protocolo de artroplastia de prótesis tipo Delta inversa de

hombro. University of Southern California: Sports Medicine / Shoulder &

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- Otros libros y documentación.

Félez Mindán, J.; Martínez Muneta, M.L. Ingeniería gráfica y diseño.

Editorial Síntesis. 2008.

- Páginas web:

Enciclopedia general de referencia: Wikipedia, http://es.wikipedia.org.

Visualización 3D del cuerpo humano: Biodigitalhuman 3D,

https://www.biodigitalhuman.com/home/.

Atlas médico de referencia: Elsevier, http://www.elsevier.es.



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2.4.3. Programas de cálculo.

A continuación se exponen los diferentes programas informáticos

empleados en el proyecto, acompañados de una breve reseña acerca de

la función que han desempeñado:

- Presto v8.

Cálculos económicos: Organización, jerarquización e impresión del

presupuesto y estado de mediciones del Proyecto.

Ilustración 12. Interfaz de Presto v8. Presto v8. 07/07/2014.

- Gantt Project.

El GanttProject es un software de cálculo de tiempo y gestión de tareas a

nivel de planificación y organización temporal. A continuación se presenta

una imagen de su interfaz.



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Ilustración 13. Interfaz de GanttProject. GanttProject. 07/07/2014.

- Solidworks v2014.

Diseño de los componentes, realización de los montajes para las

geometrías de simulación por MEF y preparación de los planos tanto de

componentes como de conjuntos.



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Ilustración 14. Interfaz de Solidworks v2014. Solidworks v2014. 07/07/2014.

- Ansys v14.

Simulación basada en MEF, permite estudiar las geometrías obtenidas por

CAD mediante un Modelizado y la resolución computacional de las

hipótesis de carga planteadas.

Ilustración 15. Interfaz de Ansys v14. Ansys v14. 07/07/2014.



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del Proyecto.

Uno de los aspectos más importante en la mayoría de los proyectos y al

que mayor atención prestan los usuarios finales es el factor de la calidad.

Esto se debe a que, si el documento final cuenta con el respaldo de un Plan

de Gestión de Calidad específico, será más fácilmente entendible y, por

tanto, su puesta en marcha será más rápida y económica. De aquí nace el

requisito de mercado por el cual la norma ISO 9001 se hace necesaria,

porque la certificación en Sistemas de Gestión de la Calidad a nivel de

procesos y empresas es fundamental para alcanzar un nivel competitivo en

el mercado actual.

La totalidad del proyecto se ha redactado siguiendo la UNE 157001:2002,

de manera que la comprobación de su calidad queda exenta en gran

medida desde punto de vista del encargado de su revisión y se ciñe a los

criterios que aparecen en dicha norma.

Ante todo esto, la redacción del Proyecto se ha realizado por fases,

determinadas por 5 puntos de control, y procurando 17 entregables

diferentes a lo largo de todo el periodo de realización del Proyecto, que

como se podrá observar en el apartado 2.9. Planificación, dura desde el 24

de enero de 2014 hasta el 7 de julio de 2014.

Estos entregables se han ido cumplimentando y entregando al tutor y

director del Proyecto: Dr. José Antonio Gómez Cristóbal, encargado de su

corrección y aprobación. A continuación se exponen los elementos del Plan

de Gestión de la Calidad elaborado:

- Productos entregables:

Los productos entregables no se corresponden necesariamente con las

actividades del proyecto expresadas en el apartado 2.9. Planificación, estos

entregables se definen ordenados cronológicamente a continuación:



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• Elección del Proyecto y delimitación del objetivo principal.

• Desarrollo de un formato para el Proyecto.

• Definición de los objetivos y de la planificación.

• Anexo de partida: Estudio anatómico del hombro.

• Anexo de partida: Estudio de materiales.

• Anexo de partida: Estudio antropométrico del hombro.

• Anexo de partida: Estudio biomecánico del hombro.

• Diseño de la prótesis en 3D: Dibujo 3D de los componentes y

de los conjuntos de estudio.

• Simulación MEF: Modelizado de las geometrías a simular.

• Simulación MEF: Planteamiento de las hipótesis de carga y

resolución.

• Anexo de cálculo: Exposición del proceso de simulación por

escrito.

• Planos: Diseño del cajetín, planos de cada componente y

planos de conjunto y explosionado.

• Pliego de Condiciones.

• Desarrollo de la valoración económica por medio de Presto.

• Estado de mediciones y Presupuesto: Impresión y

acomodación de ambos documentos al formato del Proyecto.

• Memoria.

• Unificación de todos los Documentos y revisión general del

formato, así como generación de índices.

- Informes de control de calidad de los productos entregables.

Posteriormente a cada entrega de un producto entregable, por medio de

una reunión personal en caso de tratarse de un punto importante del

Proyecto, o por medio de la comunicación vía e-mail, el Director del

proyecto plantea las correcciones necesarias por un lado, y las mejoras

posibles por otro, desarrollando un informe de control de calidad.



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La constatación de las correcciones y mejoras se releva a los puntos de

control.

- Puntos de control.

Así mismo, para mantener un mayor control documental y fomentar la

cohesión de los documentos se determinan cinco puntos de control,

correspondientes al desarrollo de las cuatro fases que comprenden el

desarrollo del Proyecto, con la singularidad de que en la fase 3 se estipulan

dos puntos de control. Ordenados cronológicamente son los siguientes:

• Punto de control 1: Fase I, 19/02/14.

• Punto de control 2: Fase II, 4/04/14.

• Punto de control 3: Fase III, 12/06/14.

• Punto de control 4: Fase III, 27/06/14.

• Punto de control 5: Fin del Proyecto, fase IV, 5/07/14.

- Informes de puntos de control.

De manera análoga a la gestión de los entregables, se realizanreuniones

en tutoría que permiten mantener un control sobre el ritmo y progreso del

Proyecto. De forma que aunque el ritmo de entrega de los entregables no

esté acotado por no corresponderse exactamente con las fases y las

actividades planificadas, los puntos de control se disponen entre uno y tres

días después a la finalización de cada fase, según lo recogido en el

apartado 2.9. Planificación del presente Documento.

Por otro lado, las reuniones realizadas en los puntos de control permiten

mantener un registro del grado de cumplimiento de los informes de control

de calidad de los productos entregables. Y con ello, se logra verificar la

cohesión de los diferentes documentos que constituyen el Proyecto.

Finalmente, tras cada reunión se desarrolla un informe en el que se

constata el progreso hasta ese punto y el grado de cumplimiento de plazos

y objetivos. En el caso concreto del último punto de control, el Director



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proporciona su aprobación al depósito del Proyecto si los resultados hasta

la fecha son positivos y la redacción del Proyecto ha sido finalizada.



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2.5. DEFINICIONES Y ABREVIATURAS.

2.5.1. Definiciones.

-Anisotropía : dícese de la propiedad general de la materia según la cual

cualidades como: elasticidad, temperatura, conductividad, velocidad de

propagación de la luz, etc. varían según la dirección en que son

examinadas. Algo anisótropo podrá presentar diferentes características

según la dirección. La anisotropía de los materiales es más acusada en

los sólidos cristalinos, debido a su estructura atómica y molecular regular.

Artritis séptica : consiste en la invasión del espacio articular por una

bacteria u otro agente infeccioso, lo cual provoca la inflamación de la

articulación (artritis) que se manifiesta por dolor, enrojecimiento, hinchazón

y aumento de temperatura local. Puede provocar graves consecuencias,

como la destrucción parcial de la articulación con secuelas irreversibles.

Artroplastia : Operación quirúrgica que tiene por objeto la reconstrucción

de una articulación destruida o anquilosada, mediante la resección de las

superficies articulares y la interposición de una prótesis para recuperar la

función y suprimir el dolor. Las intervenciones más habituales que se

realizan en las extremidades superiores son las de hombro y codo, y en las

inferiores, las de cadera y rodilla.

Composites : son resinas compuestas son materiales sintéticos mezclados

heterogéneamente formando un compuesto, como su nombre indica. Están

formados por moléculas de elementos variados. Estos componentes

pueden ser de dos tipos: los de cohesión y los derefuerzo. Los

componentes de cohesión envuelven y unen los componentes

de refuerzo (o simplemente refuerzos) manteniendo la rigidez y la posición

de éstos. Los refuerzos dotan al conjunto con unas propiedades físicas que

mejoran la cohesión y la rigidez.



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Corticosteroides: son una variedad de hormonas del grupo de los

esteroides (producida por la corteza de las glándulas suprarrenales) y sus

derivados que están implicados en una variedad de mecanismos

fisiológicos, incluyendo aquellos que regulan la inflamación, elsistema

inmunitario o el metabolismo

Etiopatogenia: es el origen o causa del desarrollo de una patología y hace

referencia a las causas y mecanismos de cómo se produce

una enfermedad concreta.

Glenohumeral: dícese de la articulación del hombro, articulación

perteneciente al grupo de las enartrosis, variedad dediartrosis, cuyas

superficies articulares son la cabeza del húmero y la cavidad glenoidea de

la escápula, ambas recubiertas decartílago articular hialino.

Cavidad glenoidea: cavidad que conforma la articulación

glenohumeral junto al húmero. Es una depresión de la superficie articular,

piriforme y de escasa profundidad, localizada en el ángulo lateral de

la escápula. Se orienta en dirección anterior y lateral, y se articula con la

cabeza del húmero; su diámetro vertical es mayor que el trasversal y es

más ancha en la parte inferior.

Hemiartroplastia: procedimiento quirúrgico para la reparación de una

articulación de la cadera lesionada o enferma. Consiste en la sustitución de

la cabeza del fémur por una prótesis

Irrigación sanguínea: dícese del proceso mediante el cual se produce el

aporte de sangre a los tejidos del organismo. Término que se emplea para

describir el proceso mediante el cual la sangre llega a nutrir el organismo

con sus diversos componentes.

Material isótropo: dícese del material que posee las

mismas propiedades físicas en todas las direcciones. También llamado

isotrópico.



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Osteofitos: son excrecencias óseas, hiperostosis en sitio de anclaje de las

fibras de Sharpey. Provocan osteoartrosis (espondilosis deformante). Son

protuberancias óseas no maduras en las vértebras con forma de espuelas,

que reflejan la presencia de una enfermedad degenerativa y calcificación

osea.

Osteoporosis: es una patología que afecta a los huesos y está provocada

por la disminución del tejido que lo forma, tanto de las proteínas que

constituyen su matriz o estructura como de las sales minerales de calcio

que contiene. Como consecuencia de ello, el hueso es menos resistente y

más frágil de lo normal, tiene menos resistencia a las caídas y se rompe

con relativa facilidad tras un traumatismo, produciéndose fracturas o

microfracturas.

Plexo braquial: es una estructura nerviosa localizada en la base del cuello

y el hueco axilar, responsable de la inervación muscular y cutánea del

miembro torácico que Se ubica aproximadamente por el cuello, la axila y el

brazo.

Reabsorción ósea: es el proceso por el cual

los osteoclastos eliminan tejido óseo liberando minerales, resultando en

una transferencia de ion calcio desde la matriz ósea a la sangre.

Resección tumoral: Extirpación quirúrgica de parte o de la totalidad de un

órgano en el seno de una intervención por consecuencia de un tumor.

Shot peening: es un tratamiento de superficie que se aplica a temperatura

ambiente por bombardeo de la superficie con bolas pequeñas. Cada bola

que impacta el material actúa como un pequeño martillo produciendo una

huella muy pequeñita en la superficie. La huella se crea con un fenómeno

de alargamiento en tensión. Debajo de la superficie, el material intenta

restaurar la capa deformada a su estado original, lo que crea una tensión

residual de compresión de fuerte amplitud.



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2.5.2. Abreviaturas.

ASTM: American Society for Testing and Materials –en inglés- Asociación Americana de Ensayos y Materiales.

BOE: Boletín Oficial del Estado.

CAD: Computer Asisted Design –en inglés- Diseño Asistido por Ordenador.

CAE: Computer Asisted Engineering –en inglés- Ingeniería Asistida por Ordenador.

CE: Conformité Européenne –en francés- Conformidad Europea.

CoCrMo: Formulación de la aleación Cobalto-Cromo-Molibdeno.

FEM/MEF: Finite Elements Method –en inglés- Método de los Elementos Finitos –en español-.

GDL: Grado de Libertad.

HRSA: Heat Resistant Super Alloys –en inglés-, Super Aleaciones Termorresistentes.

INE: Instituto Nacional de Estadística.

ISO: International Standards Organization –en inglés-, Organización

Internacional de Normalización.

ITI: Ingeniería Técnica Industrial.

PFC: Proyecto Fin de Carrera.

Ppm: Partes por millón.

SGA: Sistema de Gestión Ambiental.

SGC: Sistema de Gestión de la Calidad.

Ti6Al4V: Formulación de la aleación de Titanio con 6% de Aluminio, y 4%

de vanadio.



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UHMWPE: Ultra High Molecular Weigh Polyethylene –en inglés-,

Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular.

UNE: Una Norma Española.

UNE-EN: Una Norma Española – Europea Norma.



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2.6. REQUISITOS DE DISEÑO.

En el siguiente apartado se expondrán los requisitos de diseño del

prototipo, se describirán las bases y datos de partida establecidos.

2.6.1. Requisitos impuestos por los objetivos del Proyecto.

El principal objetivo del presente Proyecto es el de elaborar un prototipo de

prótesis bipolar inversa de hombro que permita la curación y restauración

de las funciones biomecánicas en pacientes que padezcan enfermedades

degenerativas o fracturas severas en la articulación glenohumeral. Todo

ello cumpliendo con la legislación y normativa aplicable vigente, expuestas

en el apartado 2.4.1. Disposiciones legales y normas aplicadas y en el

Pliego de Condiciones del Proyecto.

Por lo tanto, en relación a lo dispuesto anteriormente, y en valoración del

modelo de prótesis escogido, se determinan los siguientes requisitos de

diseño:

- Asegurar una vida útil lo suficientemente larga como para que la

edad del paciente no influya en la elección de esta prótesis. Según

normativa debe asegurar al 100% una vida útil de al menos 15 años,

siempre y cuando se respeten los términos y condiciones de uso.

- Minimizar la posibilidad de despegue o aflojamiento de los implantes.

- Optimizar la funcionalidad y biomecánica de la prótesis procurando

la menor pérdida posible de funciones del aparato locomotor.

- Estudio y desarrollo de diferentes tallas de los elementos de la

prótesis, con el fin de ajustar el implante a la morfología, edad y tipo

de paciente.

- Inevitablemente, la prótesis tiene como objetivo esqueletos sin

afecciones severas. La implantación de la prótesis estará

condicionada por la existencia de patologías de afección ósea

severas en el paciente. Patologías dentro de las cuales se incluyen



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una insuficiencia de masa ósea en húmero y/o escápula, o

problemas degenerativos que impidan asegurar una correcta

sujeción y/o interacción de la prótesis con el tejido óseo.

- Asegurar la armonía en el funcionamiento de la prótesis, estudiando

las distribuciones de tensiones en la articulación en la medida de lo

posible.


reglamentación aplicables.

Desde el punto de vista de la legislación, la normativa y la reglamentación

aplicable, los principales condicionantes y requisitos de diseño se han dado

a nivel de elección de materiales, almacenaje y embalaje, certificaciones

ISO exigibles y marcado CE, todo ellos especificado en el Pliego de

Condiciones. En líneas generales, los requisitos son:

- Utilización de materiales implantables y con certificación ISO en

Implantes quirúrgicos.

- Obtención del marcado CE para la comercialización del producto.

- Seguimiento de los protocolos de esterilización y embalaje recogidos

en las disposiciones generales de productos sanitarios.

2.6.3. Requisitos impuestos por el mercado.

Con el fin de diseñar un producto competitivo en la industria protésica, todo

el proceso de ingeniería, fabricación, y comercialización del producto debe

estar certificado en las normas generales de gestión de los sistemas de

calidad y gestión ambiental ISO 9001 e ISO 14001.

De igual manera, dentro de la industria ortopédica o protésica, es común

mantener certificaciones específicas de productos protésicos y de gestión

de productos sanitarios. Por lo tanto, se ha considerado necesaria la

obtención de las siguientes certificaciones técnicas:



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- Certificación ASTM F-1378: Certificación de referencia en cuanto a

prótesis de hombro en la que se recogen las especificaciones

fundamentales y los ensayos a realizar; movilidad, luxación y

resistencia mecánica y a fatiga del componente humeral.

- Certificación ISO-13485: Norma específica de calidad para la

fabricación de productos sanitarios, desde el punto de vista de

gestión y cumplimiento de los requisitos legales mínimos.

- Certificación ISO-14971: Norma que contempla la gestión de riesgos

de productos sanitarios durante su fabricación, distribución y

comercialización.

El reconocimiento de estas certificaciones implica requisitos individuales

para superar la auditoría de cada una de ellas. Estos requisitos se

encuentran en los documentos oficiales de las citadas normativas.

2.7. ANÁLISIS DE SOLUCIONES.

A lo largo de la realización del presente Proyecto, se han estudiado

diferentes alternativas en diferentes puntos del proceso del mismo. A

continuación, se presentarán de forma individualizada los puntos donde

han surgido múltiples caminos o líneas de estudio, y el cómo se han

valorado o por qué se ha escogido la solución finalmente elegida. Estos

puntos que han marcado el desarrollo y el resultado final del Proyecto a

nivel técnico son:

- Materiales: Elección y determinación de las propiedades de los

materiales.

- Diseño: Diseño en 3D de la prótesis.

- Simulación: Desarrollo de la geometría y modelizado.



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2.7.1. Materiales.

2.7.1.1. Determinación de las propiedades mecánicas del

hueso.

El consenso en materia de determinación de las propiedades mecánicas

de los tejidos vivos brilla por su ausencia. Ha resultado de gran dificultad

encontrar, o bien fuentes fiables o bien fuentes que coincidan en unos

valores concretos de las propiedades mecánicas del tejido óseo. Y más si

se tiene en cuenta que el hueso está compuesto por dos tejidos óseos

distintos y de comportamientos también distintos. Es por ello que se

valoraron diferentes alternativas:

a) No diferenciar entre hueso cortical y hueso esponjoso, y asumir

valores expuestos en otros Proyectos Fin de Carrera.

b) Simplificar el comportamiento del tejido óseo tratándolo como

material isótropo, manteniendo la diferenciación entre tejido óseo

cortical y esponjoso.

c) Realizar un estudio propio de anisotropía del material óseo para

determinar de forma más o menos exacta las propiedades. Tratando

los tejidos óseos como materiales anisotrópicos.

d) Contrastar las diversas fuentes obtenidas, comparar valores y

extrapolar las cifras para obtener unos valores razonables, tratando

el hueso como un material ortotrópico y manteniendo la

diferenciación entre tejido óseo cortical y tejido óseo esponjoso.

En busca del término medio, es decir, conseguir una simulación por MEF

realista en la que visualizar el comportamiento real del hueso, a la vez que

no perder demasiado tiempo en conseguir unos valores más exactos se

decide la opción D anteriormente expuesta. El hueso va a ser tratado como

un material ortotrópico en base a diversas fuentes especializadas en la

simulación de huesos por medio de software de MEF. Y se modelizará el

material como un material ortotrópico cuyas características se encuentran



INVERSA DE HOMBRO

expuestas en el apartado 3.1.1.1.1.4.2.1. Estudio ortotrópico del hueso

perteneciente a los anexos de partida.

2.7.1.2. Elección de los materiales.

La elección de los materiales es sumamente importante de cara a cumplir

con la legislación. Es por ello que se han estudiado los diferentes tipos de

materiales aptos para la implantación en el cuerpo humano, apartado de

los anexos de partida 3.1.1.2.1.1. Materiales implantables. Las opciones

valoradas han sido las siguientes:

a) Toda la prótesis en un mismo material (CoCrMo, acero inox. o

Ti6Al4V) y casquillo articular cerámico de fosfato de calcio.

b) Toda la prótesis en un mismo material (CoCrMo, acero inox. o

Ti6Al4V) y casquillo articular polimérico.

c) Componentes mixtos entre CoCrMo, acero inox. Y Ti6Al4V.

d) Uso de composites.

Dentro de cada una de las opciones evidentemente hay varias

combinaciones, pero la línea de diseño seguida ha sido la opción B

anteriormente expuesta. Debido a que uno de los principales problemas de

las prótesis de hombro, al igual que las de cadera o rodilla, es el desgaste

de las superficies articulares protésicas. Por ello, en función de los

coeficientes de rozamiento entre cerámica y metal, y polímeros y metal, se

ha decidido optar por materiales poliméricos para este componente tan

esencial.

Dentro de las opciones entre materiales metálicos, se ha decidido optar por

el Ti6Al4V, ya que es el metal que más se está implantando o que al menos

más está creciendo en cuanto a número de implantes en la actualidad

siendo sus propiedades idóneas para la implantación. Además permitirá

tratar en una línea de investigación futura la no cementación de la prótesis,



INVERSA DE HOMBRO

ya que el Ti6Al4V tiene esa singularidad que le permite, según el paciente,

ser implantado con o sin cemento óseo.

En líneas generales, los motivos de su elección han sido:

- Su baja densidad comparada con sus buenas propiedades

mecánicas.

- Gran biocompatibilidad

- Elevada resistencia a la corrosión ya que normalmente los

materiales de implante desarrollan un potencial de corrosión en los

fuidos corporales siendo el titanio insensible al ataque de los

cloruros, con lo que presenta menor coeficiente de corrosión.

- Elevada resistencia a la fatiga.

Por otro lado, como material polimérico para el casquillo, se ha decido

emplear el polietileno de ultra alto peso molecular, un material que al igual

que el Ti6Al4V está siendo el más investigado en la actualidad. Los motivos

de la elección del UHMWPE han sido:

- Alta resistencia al desgaste.

- Material altamente biocompatible.

- Muy buena resistencia a la corrosión.

- Alta tenacidad.

Las propiedades mecánicas generales de ambos materiales, al igual que

las del cemento óseo a utilizar, se han estudiado en los subapartados del

apartado 3.1.1.2.1.2. Materiales empleados. Las propiedades mínimas y

máximas exigibles desde el punto de vista de calidad, se encuentran

especificadas en el documento 5. Pliego de Condiciones.



INVERSA DE HOMBRO

2.7.2. Diseño de la prótesis.

2.7.2.1. Determinación del número de componentes de la

prótesis.

Uno de los principales puntos en lo que a la definición del producto se

refiere es su diseño. Por ello se han estudiado detenidamente las diferentes

posibilidades de diseño de la prótesis, manteniendo siempre su naturaleza

bipolar inversa.

Todos los componentes permiten una cierta variabilidad, que se encuentra

directamente relacionada con el número de componentes que constituyan

la articulación. Por ello, la primera causa de estudio en materia de diseño

es determinar la cantidad de componentes que van a integrar la prótesis.

a) Un único componente humeral, casquillo articular, glenosfera, un

único componente escapular, y tornillos de fijación ósea.

b) Un único componente humeral, casquillo articular, glenosfera,

componente escapular compuesto (metaglena y componente

glenoideo de fijación), y tornillos de fijación ósea.

c) Componente humeral compuesto (epífisis y diáfisis), casquillo

articular, glenosfera, un único componente escapular, y tornillos de

fijación ósea.

d) Componente humeral compuesto (epífisis y diáfisis), casquillo

articular, glenosfera, componente escapular compuesto (metaglena

y componente glenoideo de fijación), y tornillos de fijación ósea.

Las distintas opciones están encaminadas al grado de personalización por

componentes de la prótesis, con el fin de ajustarla a las dimensiones óseas

del paciente. En contraposición, cuanto mayor sea el número de

componentes, más se complica el diseño debido a la elección de las

uniones y la aparición de posibles problemas de aflojamiento. Por otro lado,



INVERSA DE HOMBRO

también se complica la geometría de simulación y la gestión de contactos

y montajes.

Es por ello que se ha procurado nuevamente un término medio, eligiendo

la opción B expuesta anteriormente. La justificación de esta elección, se

fundamenta en que la variabilidad de las dimensiones óseas es mayor en

el húmero que en la escápula, de hecho, muchas empresas fabricantes

disponen una metaglena única para todo tipo de pacientes. Es por ello que

siguiendo la tendencia del mercado y fundamentándola en reducir la

complejidad de la simulación, a la vez que se mantiene cierto grado de

personalización en la prótesis, se aboga por la opción B visualizada

anteriormente.

2.7.2.2. Diseño de la prótesis una vez implantada.

El primer problema surge con el diseño de los conjuntos y, concretamente,

con el acoplamiento de los componentes de forma realista. Ello es debido

a que el montaje de la prótesis en el modelo 3D del hueso y con la capa de

cemento también representada resulta muy complejo a nivel de diseño. Por

ello se valoran diferentes alternativas para la representación:

a) Dibujar hueso, cemento y prótesis por separado y realizar el montaje

ignorando y/o borrando interferencias de cara a la simulación.

b) No diferenciar componentes entre hueso y cemento en el CAD y

diferencias los distintos materiales a través de la diferenciación de

las propiedades mecánicas en la fase de mallado de los modelos.

c) Moldear sobre el diseño de la prótesis la capa de cemento, y

análogamente, con las capas de hueso esponjoso y cortical,

intersectando los modelos para eliminar el interno.

Tras proceder inicialmente con la opción A, se decide reconducir el

Proyecto con la opción debido a que la conversión CAD a CAE, se hace

directamente y el proceso de Modelizado se reduce considerablemente.



INVERSA DE HOMBRO

Además, es uno de los fundamentos que ha permitido desarrollar la

herramienta de rediseño. Al tener parametrizado el CAD, un cambio de

dimensiones será reconocido y recalculado directamente en el programa

de simulación con lo que, tras valorar los gráficos de deformaciones y

distribuciones de tensiones, se pueden plantear una modificación de la

geometría e iterar hasta alcanzar diseños más eficientes.



INVERSA DE HOMBRO

2.7.3. Simulación.

2.7.3.1. Elección de las geometrías de estudio.

El presente Proyecto se desmarca de la casi totalidad de proyectos de

prótesis realizados hasta la fecha por estudiar el comportamiento de la

prótesis una vez implantada. Es decir, modelizar el comportamiento del

sistema hueso-implante para visualizar tanto las distribuciones de

tensiones en la prótesis como en los huesos. Esto permitirá valorar posibles

debilitaciones a nivel estructural por la introducción del implante en el hueso

y ver los puntos críticos donde se producirán los aflojamientos o fallos

estructurales del conjunto.

El principal problema surge ante el alto coste temporal de una simulación

completa de los distintos grados de movimiento de la articulación, por ello

se plantean diferentes alternativas para desarrollar las geometrías de

estudio:

a) Desarrollo de una geometría por cada grado de libertad (3 GDL).

b) Desarrollo de más de una geometría por cada grado de libertad (3

GDL).

c) Estudio de las geometrías correspondiente a las posiciones límite.

d) Estudio de la posición anatómica únicamente.

e) Estudio de los movimientos a lo largo de un único plano, y desarrollar

varias geometrías de estudio.

Ante tal abanico de opciones, que en realidad es un hecho razonable dado

la gran movilidad articular del hombro, se decide abogar por la opción E.

Ello por dos motivos principales frente a las demás. Por un lado, el hecho

de que, al escoger el plano frontal, se permite aplicar simplificación por

simetría en el estudio del modelo, lo cual reduce el coste computacional a

la mitad. Y por otro lado, porque a nivel tensional, es el único plano en el la

articulación glenohumeral es la única que interviene en el movimiento de



INVERSA DE HOMBRO

abducción hasta los 60º, y además, el contacto articular entre casquillo y

glenosfera es máximo, lo cual se traduce en mayores concentraciones de

tensiones.

2.7.3.2. Gestión de los problemas con puntos de

singularidad.

A lo largo del proceso de simulación, han aparecido puntos de singularidad

en cada una de las esquinas pronunciadas del modelo. Debido

básicamente a un mallado muy fino, que en las esquinas daba lugar a

porciones de área prácticamente infinitesimales, que a su vez se producían

puntos de tensión casi infinita. Ante esta situación, se plantearon dos

alternativas:

a) Aplicar redondeos a todas las esquinas del modelo CAD.

b) Cambiar el tipo de contacto en las esquinas.

c) Reducir la calidad del mallado.

Inicialmente se trató de continuar rediseñando el CAD destinado a la

simulación, tarea con un alto coste temporal y que además no permitió

subsanar el problema, ya que seguía persistiendo el mallado fino y el

problema no desaparecía. Ante esa situación, se aplica a este nuevo

modelo la opción B. Es decir, se elimina el contacto mecánico de todas las

caras correspondientes a las esquinas expulsando del cálculo estos puntos.

Con ello el programa al evaluar las hipótesis de carga no detecta tensión

en los elementos de las caras donde se producen los puntos singulares y

queda solucionado el problema.



INVERSA DE HOMBRO

2.8. RESULTADOS FINALES.

Expuestas las soluciones a las alternativas surgidas, ahora queda describir

y valorar la solución elegida del producto.

2.8.1. Descripción del producto.

Para describir el producto desde un punto de vista técnico se va a proceder

componente a componente, se va a determinar detalladamente el proceso

de esterilización y el embalaje concreto necesario, y por último se van a

exponer las certificaciones que deben superar tanto el producto, como su

proceso de fabricación, distribución y comercialización.

2.8.1.1. Componentes protésicos.

A continuación se presenta la definición componente a componente de la

prótesis. Para ello se trataran los aspectos más importantes en cada uno

de ellos:

- Material.

- Simulación.

- Fabricación y tratamientos.

- Valoración económica.

- Plano, tolerancias y acabado.

- Tallas.



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2.8.1.1.1. Componente humeral: Diáfisis.

La diáfisis es el componente más largo de la prótesis, debido a que su

función es la de asegurar la estabilidad humeral, distribuyéndose interna y

longitudinalmente a este hueso. Su aspecto es el siguiente:

Ilustración 16. Componente humeral: Diáfisis. Elaboración propia.

07/07/2014.

Como se puede apreciar en su diseño, se han introducido estrías simétricas

en su parte inferior para fomentar el efecto agarre en el cemento óseo. Un

detalle que permite asentar mejor la base de la componente humeral de

cara a impedir aflojamientos, los cuales estadísticamente tienen mayor

incidencia a lo largo de la cabeza humeral.

El componente es completamente simétrico y no mantiene ninguna

singularidad que impida usarlo en un brazo o en otro. La unión a la epífisis

se realiza por medio de una unión roscada normalizada de métrica 7, que

irá sellada con el fin de impedir el aflojamiento de la rosca.

- Material.



INVERSA DE HOMBRO

Está fabricado en Ti6Al4V ya que va a ser un elemento con gran

componente estructural. Además al estar exteriormente en contacto o bien

con cemento como se ha simulado en el presente Proyecto, o bien con el

hueso en caso de prótesis no cementadas, se ha diseñado para estar

recubierto de hidroxipatita.

Las especificaciones exigidas para estos materiales se encuentran

recogidas en el apartado 5.1. Especificaciones de materiales y elementos

constitutivos del objeto del proyecto, del documento: 5. Pliego de

Condiciones.

- Simulación.

La simulación de la diáfisis se ha recogido dentro del proceso de simulación

y se puede observar el resultado del Modelizado en el apartado 3.2.3.3.2.2.

Diáfisis del documento: 3.2. Anexos de cálculo y simulación. También,

dentro de este mismo documento se ha expuesto también un análisis

particular para el caso más solicitado de la distribución de tensiones en la

diáfisis, apartado 3.2.5.1.2. Diáfisis.


El proceso de fabricación del componente se basa en el mecanizado por

arranque de material, concretamente un tocho en bruto de Ti6Al4V de

dimensiones mínimas ø10x100 mm, unos 350g de masa

aproximadamente.

Al tratarse de una aleación HRSA el proceso de mecanizado deberá ser

realizado en un centro de mecanizado adaptado y con las herramientas

adecuadas.

Con el fin de garantizar una mejor aceptación en el tejido biológico, se va a

someter al componente a un tratamiento superficial de anodizado, y a un

tratamiento de Shot-Peening que permita adecuar la superficie metálica

para una mejor absorción y fijación tanto al cemento como al tejido óseo.



INVERSA DE HOMBRO


Su valoración económica se encuentra correspondientemente detallada y

de forma exacta, a lo largo de los documentos: 6. Estado de Mediciones y

7. Presupuesto.

Su coste estimado de producción, incluyendo el esterilizado y el embalaje,

es de aproximadamente 550 euros.


Su diseño se encuentra detallado según la normativa en el plano 1 del

documento 4. Planos.

Según se observa en este documento, su tolerancia dimensional general

es de ± 0,1 mm, y su acabado superficial N12, o lo que es lo mismo 50 µm

de rugosidad.

- Tallas.

Según lo recogido en el apartado 5.2.5. Tallaje y designación del producto

del documento 5. Pliego de Condiciones, se han planteado las siguientes

dimensiones para adaptar el implante al tipo de paciente: 90, 92, 94, 96 o

98 mm.

La referencia está marcada por la longitud del componente, las demás

dimensiones se mantienen proporcionales.



INVERSA DE HOMBRO

2.8.1.1.2. Componente humeral: Epífisis.

La epífisis es el componente más delicado y complejo de la prótesis, ya que

ocupa junto a los tornillos de fijación ósea autoterrajantes las posiciones

más solicitadas de las estructura hueso-prótesis. Esto se debe a que ocupa

la cabeza del húmero, la zona anatómica más agredida por la cirugía, y que

además constituye el lado móvil de la articulación, es por ello que ahí van

a producirse los mayores problemas de aflojamiento. Su aspecto realista

es el siguiente:

Ilustración 17. Componente humeral: Epífisis. Elaboración propia.

07/07/2014.

Como se puede apreciar en su diseño, se ha introducido un nervio

redondeado en la parte posterior cuya principal función es la de

proporcionar un refuerzo a la zona más delgada de la pieza, punto donde

además se producen las tensiones normales máximas debidas a momentos

flectores positivos.

El componente es completamente simétrico y no mantiene ninguna

singularidad que impida usarlo en un brazo o en otro. La unión a la diáfisis

se realiza por medio de una unión roscada normalizada de métrica 7, que

irá sellada con el fin de impedir el aflojamiento de la rosca.

- Material.



INVERSA DE HOMBRO

Está fabricado en Ti6Al4V ya que va al igual que la diáfisis, va a ser un

elemento con gran componente estructural y cuya rigidez es vital para

mantener la función articular. Además, al estar exteriormente en contacto,

o bien con cemento como se ha simulado en el presente Proyecto, o bien

con el hueso en caso de prótesis no cementadas, se ha diseñado para estar

recubierto de hidroxipatita.




Condiciones.

- Simulación.

La simulación de la diáfisis se ha recogido dentro del proceso de simulación


Epífisis del documento: 3.2. Anexos de cálculo y simulación. Además,

dentro de este mismo documento se ha expuesto también un análisis

particular para el caso más solicitado de la distribución de tensiones en la

epífisis, apartado 3.2.5.1.3. Epífisis.




dimensiones mínimas ø40x60 mm, unos 300g de masa aproximadamente.



adecuadas.



tratamiento de Shot-Peening, que permita adecuar la superficie metálica




INVERSA DE HOMBRO


Su valoración económica se encuentra correspondientemente detallada, y


7. Presupuesto.








de rugosidad, a excepción de la zona cóncava de contacto con el casquillo

de polietileno donde se ha exigido un acabado N10.

- Tallas.

El tallaje de la epífisis está determinado por el diámetro externo de la

cabeza de la epífisis: 38, 40 o 42 mm, las demás dimensiones se mantienen

proporcionales. De forma que el componente se adapte a las condiciones

específicas del paciente.

Todo ello de acuerdo con lo especificado en el apartado 5.2.5. Tallaje y

designación de producto, del documento 5. Pliego de Condiciones.



INVERSA DE HOMBRO

2.8.1.1.3. Casquillo articular.

El casquillo es el principal elemento de contacto, es el encargado de

transmitir el movimiento articular cuidando los componentes de la prótesis.

Su forma cóncava es el origen de la bipolaridad inversa, ya que se traslada

el centro de rotación a la glenosfera, permitiendo un offset positivo que

procura una mayor seguridad frente a la luxación. Su aspecto se puede

apreciar a continuación:

Ilustración 18. Casquillo art icular. Elaboración propia. 07/07/2014.

- Material.

Está fabricado en UHMWPE, polietileno de ultra alto peso molecular ya que

como se ha mencionado con anterioridad, es el principal elemento articular

y su coeficiente de fricción es un elemento clave para reducir el desgaste

de la prótesis.

Las especificaciones exigidas para este material se encuentran recogidas

en el apartado 5.1. Especificaciones de materiales y elementos


Condiciones.



INVERSA DE HOMBRO

- Simulación.

La simulación del casquillo se ha recogido dentro del proceso de simulación


Casquillo articular del documento: 3.2. Anexos de cálculo y simulación.

Además, dentro de este mismo documento se ha expuesto también un

análisis particular para el caso más solicitado de la distribución de tensiones

en el componente, apartado 3.2.5.1.4. Casquillo articular.


El proceso de fabricación del componente se basa en la extrusión RAM

vertical, un proceso no convencional de inyección en molde especialmente

adaptado a la alta densidad del UHMWPE.

Con el fin de garantizar un mejor rendimiento al desgaste y a fatiga, se va

a someter al casquillo a un tratamiento térmico de templado, lo cual

aumenta su durabilidad un 35%.




7. Presupuesto.


y también la fabricación del molde, es de aproximadamente 700 euros.





es de ± 0,1 mm, y su acabado superficial N10, o lo que es lo mismo 12,5

µm de rugosidad, a excepción de la cavidad de contacto con la glenosfera

cuyo acabado superficial debe ser de al menos N6, o 0,8 µm.



INVERSA DE HOMBRO

Con ello se convierte en el elemento más delicado de la prótesis ya que

debe procurar un contacto fino a la vez que un montaje de precisión.

- Tallas.

El componente estará referenciado por su diámetro exterior de contacto:

38, 40 o 42. Y seguido de un guion, el diámetro de la superficie de contacto:

34, 36 o 38 mm. Con lo que mediante el casquillo adecuado se acomodará

el contacto tanto a las dimensiones específicas de la glenosfera como de

la epífisis.





INVERSA DE HOMBRO

2.8.1.1.4. Glenosfera.

La glenosfera, junto al casquillo son los elementos que caracterizan la

bipolaridad inversa de la prótesis. Constituye el componente sustitutivo de

la cabeza humeral. Se trata de un elemento que se monta roscado sobre la

metaglena por medio de una métrica 6, y su montaje se encuentra

habilitado para un destornillador quirúrgico de cabeza Torx 2, debido a lo

inaccesible de su montaje. Su aspecto final es el siguiente:

Ilustración 19. Glenosfera. Elaboración propia. 07/07/2014.

- Material.

Está fabricado en Ti6Al4V ya que comparte gran similitud con la diáfisis, va

a ser un elemento con gran componente estructural y cuya rigidez es vital

para mantener la función articular. Además, al estar exteriormente en

contacto, o bien con cemento como se ha simulado en el presente

Proyecto, o bien con el hueso en caso de prótesis no cementadas, se ha

diseñado para estar recubierto de hidroxipatita.




Condiciones.



INVERSA DE HOMBRO

- Simulación.

La simulación de la glenosfera se ha recogido dentro del proceso de

simulación y se puede observar el resultado del Modelizado en el apartado

3.2.3.3.2.5. Glenosfera del documento: 3.2. Anexos de cálculo y simulación.



en la epífisis, apartado 3.2.5.1.5. Glenosfera.





Al tratarse de una aleación HRSA (Heat Resistant Super Alloy) el proceso

de mecanizado deberá ser realizado en un centro de mecanizado adaptado

y con las herramientas adecuadas.


someter al componente a un tratamiento superficial de anodizado. Este

componente no requiere de tratamiento de Shot-Peening ya que no es un

elemento de fijación sino puramente articular.




7. Presupuesto.





INVERSA DE HOMBRO






de rugosidad, a excepción de la zona convexa de contacto con el casquillo

donde la rugosidad exigida ha sido de N6, es decir 0,8 µm, y la zona de

acoplamiento de la metaglena, donde se pretende un acabado N10, o lo

que es lo mismo 12,5 µm de rugosidad.

- Tallas.

El diámetro de la cabeza glenoidea va a variar entre las siguientes

dimensiones: 34, 36 o 38 mm. Quedando dimensionado el resto de la peiza

de forma proporcional.





INVERSA DE HOMBRO

2.8.1.1.5. Metaglena.

La metaglena es el componente clave en la fijación a la escápula, puesto

que produce el asiento para la inserción roscada de la glenosfera. Es un

elemento que va montado por interferencia en el hueso. Por lo que resulta

de gran importancia su diseño, de forma que se facilite el agarre a la

escápula. Su aspecto es el siguiente:

Ilustración 20. Metaglena. Elaboración propia. 07/07/2014.

- Material.

Está fabricado en Ti6Al4V ya que su desempeño estructural es el más

importante de la prótesis, al ser la pieza clave en la fijación escapular.

Además, al estar exteriormente en contacto con el tejido óseo, al ir montado

por interferencia sobre la cavidad glenoidea, se ha diseñado para estar

recubierto de hidroxipatita en su zona posterior.




Condiciones.

- Simulación.



INVERSA DE HOMBRO

La simulación de la metaglena se ha recogido dentro del proceso de

simulación y se puede observar el resultado del Modelizado en el apartado

3.2.3.3.2.6. Metaglena del documento: 3.2. Anexos de cálculo y simulación.



en la epífisis, apartado 3.2.5.1.6. Metaglena.







adecuadas.



tratamiento de Shot-Peening, que permita adecuar la superficie metálica





7. Presupuesto.





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de rugosidad, a excepción de la zona de acoplamiento de la glenosfera,

donde se pretende un acabado N10, o lo que es lo mismo 12,5 µm de

rugosidad máxima.

- Tallas.

La metaglena es el único componente de dimensiones fijas de todo el

conjunto protésico, su diámetro externo de ésta: 28 mm. Este hecho se

fundamenta en la escasa variabilidad de las dimensiones de la glena.





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2.8.1.1.6. Tornillos de fijación ósea.

Los tornillos de fijación ósea son elementos normalizados por lo tanto se

ha proyectado su compra. Se tratan de tornillos autoterrajantes con el fin

de no requerir de un acondicionamiento previo de su trayectoria, y poder

acomodarlos a la fijación de la metaglena.

Son el elemento más solicitado, y por lo tanto su diámetro, número y

disposición es una de las claves a estudiar en el diseño. Un detalle que no

se ha estudiado en profundidad en el presente Proyecto, dejándolo para

futuros rediseños y apostando por las dimensiones de tornillos más

habituales en el mercado. Su aspecto y disposición es la siguiente:

Ilustración 21. Tornil los de f i jación ósea. Elaboración propia. 07/07/2014.

- Material.

Están fabricado en Ti6Al4V ya que su solicitación es la mayor de la prótesis,

al ser la pieza clave de fijación de la metaglena.

Las especificaciones exigidas para este material se encuentran recogidas

en el apartado 5.1. Especificaciones de materiales y elementos



INVERSA DE HOMBRO


Condiciones.

- Simulación.

La simulación de los tornillos se ha recogido dentro del proceso de

simulación y se puede observar el resultado del modelizado en el apartado

3.2.3.3.2.6. Tornillas de fijación ósea, del documento: 3.2. Anexos de

cálculo y simulación. Además, dentro de este mismo documento se ha

expuesto también un análisis particular para el caso más solicitado de la

distribución de tensiones en la epífisis, apartado 3.2.5.1.7. Tornillos de

fijación ósea.




7. Presupuesto.

Su coste de compra en conjunto es de: 230 euros aproximadamente, unos

300 euros si hubiera que incluir el proceso de embalaje y esterilizado.

- Dimensiones.

Como ya se ha expuesto, los tornillos son los únicos elementos

normalizados del conjunto protésico, deberán estar certificados bajo la

norma ISO 13485:2003, al igual que la empresa fabricante en ISO 9001 e

ISO 14001. Por lo tanto, de acuerdo con esta norma, estarán clasificados

según diámetro de la cabeza avellanada y longitud en la parte plana

superior de la cabeza del tornillo. Se trabajará con dos dimensiones,

correspondientes al par de tornillos medios y al par conformado por los

tornillos superior e inferior: Diámetro 4,5 mm y longitud 18 mm para los

primeros, y diámetro 4,5 y longitud 24 mm para los segundos.





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2.8.1.1.7. Cemento óseo.

El cemento óseo, al igual que los tornillos es un elemento comercial de la

prótesis, y se ha descrito al completo en el apartado 3.1.1.2.1.2.1. Cemento

óseo: Osteobond del anexo 3.1. Anexo de partida. En cuanto a su

simulación, se ha especificado el Modelizado en el apartado 3.2.3.3.2.1.

Cemento óseo.

En cuanto a sus especificaciones exigibles, se remite a lo especificado en

el apartado 5.1. Especificaciones de materiales y elementos constitutivos

del objeto del proyecto, del documento: 5. Pliego de Condiciones.

2.8.1.1.8. Hidroxiapatita.

Aunque en la valoración económica se haya especificado como tratamiento

y no como material. La hidroxiapatita es un elemento comercial de la

prótesis, y se ha descrito al completo en el apartado 3.1.1.2.1.2.4.

Hidroxiapatita del anexo 3.1. Anexo de partida.

En cuanto a sus especificaciones exigibles, se remite a lo especificado en

el apartado 5.1. Especificaciones de materiales y elementos constitutivos

del objeto del proyecto, del documento: 5. Pliego de Condiciones.



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2.8.1.2. Esterilización y embalaje.

Al tratarse de un producto delicado desde el punto de vista de la seguridad

biológica, y con el fin de cumplir con el marco legal de referencia del

Proyecto: Real Decreto 1591/2009, de 16 de octubre de 2009 y las

certificaciones de seguridad y calidad que más adelante se especificarán,

se hace necesario incluir en el Proyecto la fase de esterilización y embalaje.

Como se ha tratado en el apartado 3.1.1.3. Ciclo de esterilización, del

documento 3.1. Anexo de partida, la esterilización es un proceso necesario

para asegurar la desinfección y seguridad de cualquier implante u objeto

de uso quirúrgico.

Para desarrollar un proceso de esterilizado correcto, se debe diferenciar el

proceso a utilizar en función de la naturaleza del material protésico. Por

esta razón, para el presente Proyecto se han designado dos procesos

distintos:

- Esterilización por óxido de etileno: su objetivo es la esterilización de

componentes plásticos, el casquillo de polietileno en el caso que al

Proyecto concierne.

- Esterilización por vapor de agua: proceso más usual y común en la

esterilización de materiales protésicos metálicos.

El coste de este proceso incluyendo los sobres, envolturas y bolsas

esterilizadas se ha recogido dentro del capítulo 2 de la valoración

económica, expuesta en los documentos: 6. Estado de Mediciones y 7.

Presupuesto.

El embalaje por su parte no conlleva ninguna justificación especial y se

remite a lo especificado en el capítulo 2 de la valoración económica,

expuesta en los documentos: 6. Estado de Mediciones y 7. Presupuesto.



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2.8.1.3. Certificaciones.

De acuerdo con lo expuesto en el apartado 2.6.3. Requisitos impuestos por

el mercado, del documento 2. Memoria, lo establecido con respecto al

marcado CE en el apartado 5.2.4. Marcado CE, y lo expuesto en el apartado

5.2.2. Certificaciones y normativa de referencia, del documento 5. Pliego

de condiciones. Se determina necesario alcanzar las siguientes

certificaciones mediante auditoría específica:

- Marcado de conformidad CE:

- Certificación ASTM F-1378.

- Certificación ISO 9001.


- Certificación ISO13485.




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2.8.2. Presentación del producto.

Expuesto el despiece del prototipo de prótesis bipolar inversa de hombro,

así como fases determinantes del proceso de diseño, se procede a

continuación con la exposición y presentación visual del conjunto

ensamblado.

Ilustración 22. Visualización en conjunto de la prótesis. Elaboración propia.

07/07/2014.



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El modelo empleado para su simulación permite apreciar una visión de

cómo se implante en el hueso, el resultado de una de las geometrías de

estudio y del implante es el siguiente:

Ilustración 23. Visualización de uno de los modelos a simular.. Elaboración

propia. 07/07/2014.



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Su aspecto una vez implantado se puede apreciar a continuación mediante

una radiografía:

Ilustración 24. Visualización de una radiografía de la prótesis

implantada.radiopedia.org. 07/07/2014.



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Y por último, una recreación hiperrealista de otro modelo similar de prótesis

del mismo tipo, pero ésta es no cementada y mantiene distinta

configuración glenoidea:

Ilustración 25. Visualización hiperrealista de una prótesis implantada.

DePuy.com. 07/07/2014.



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2.8.3. Conclusiones y comentario de resultados obtenidos.

Como se ha podido observar, la descripción del prototipo proyectado se

sustenta en un completo estudio tanto teórico como práctico. Dentro del

denominado como “estudio práctico”, el diseño y la simulación son los

principales motores del presente Proyecto. A pesar de lo costoso del

proceso, se ha conseguido simular el comportamiento articular del hombro

con la prótesis ya implantada.

Ésta ha sido la principal herramienta de estudio que se ha desarrollado

gracias a la simulación por ordenador. Con ello se ha visualizado como

varía la distribución de tensiones en función de las solicitaciones

articulares. Prueba de esto es el resultado obtenido, un prototipo de

prótesis que evoluciona la tendencia seguida por el mercado introduciendo

mejoras que previenen el desgaste a la vez que se cuida la fijación y la

función estructural. Esto se evidencia al observar la imagen anterior en la

que se representa de forma hiperrealista el implante de un modelo de

prótesis bipolar inversa de hombro ya existente.

La introducción del casquillo de polietileno en concreto, permite optimizar

la durabilidad de la prótesis al reducir hasta en un 50% la probabilidad de

fallo por desgaste de las superficies articulares protésicas.

También se ha procurado un acople anatómico en el diseño de la

glenosfera y la metaglena, así como el desarrollo de estrías en la metaglena

que mejoren la fijación. Este modus operandi se ha trasladado a la

morfología del componente humeral, astillando la diáfisis y reforzando la

epífisis.

Con todo ello se consigue marcar y definir líneas de innovación y de estudio

para futuros rediseños u optimizaciones del modelo. Ajeno al prototipo y al

Proyecto como tal, se extrae una conclusión que oscila en torno al porvenir

de la medicina del futuro. El desarrollo de la tecnología se aprecia en todos

los ámbitos de la sociedad, y en el caso de la medicina y la ortopedia se



INVERSA DE HOMBRO

está desarrollando de manera exponencial. Tanto que ya están surgiendo

los primeros estudios y las primeras titulaciones especializadas, como por

ejemplo el grado o máster en ingeniería biomédica.

Y es que este Proyecto no es sino una constatación de lo necesaria que

está siendo la ingeniería en el desarrollo de la medicina hasta niveles que

hace décadas eran insospechados. Es por ello que este Proyecto aporta

otro granito de arena más al desarrollo y a la investigación en materia de

ingeniería biomédica. Un mundo donde la simulación por ordenador es vital,

y para comprobarlo, basta con imaginar los costes o la dificultad de simular

de forma tradicional las simulaciones recogidas en el apartado 3.4.4.2.

Simulación del comportamiento del implante, del documento 3.2. Anexos

de cálculo y simulación.

En materia médica, los experimentos in vivo no son viables por motivos

obvios y, sin necesidad de aludir a la ética o moralidad de las profesiones,

no resultan ni productivos ni factibles a gran escala. Si a ello se suma que

la realización de ensayos por métodos tradicionales como por ejemplo el

realizado en el apartado 3.2.4.1. Ensayo experimentales de la prótesis, del

documento 3.2. Anexos de cálculo y simulación, no permiten simular el

medio en el que la prótesis como debería, se limita al estudio estructural de

un componente cuyos fallos más allá del desgaste, suelen ocurrir por

interferencia de los tejidos biológicos en el funcionamiento de la prótesis.

Por lo tanto, la simulación por ordenador es un mecanismo de cálculo,

diseño, simulación y ensayo que ahorra en costes de probetas, que ya de

por sí son escasas, caras e inaccesibles para la mayoría de investigadores

permitiendo recrear no tanto el ambiente en que se desenvuelve la prótesis,

como las propiedades de los diferentes materiales, tejidos y fluidos con las

que contacta o funciona.

Es en esta línea donde el presente Proyecto ha tratado de evolucionar la

tendencia de estudio seguida por anteriores Proyectos Final de Carrera,

teniendo que lidiar con la falta de medios y de tiempo. Inevitablemente,



INVERSA DE HOMBRO

esto se ha traducido en la acometida de una mayor cantidad de

simplificaciones a nivel de simulación; menor detalle en la morfología de los

huesos, simplificaciones de simetría y acotación de los casos de estudio,

acotación también de los huesos, y un largo etcétera. Lo que sí se ha

conseguido es dejar claro que con poco tiempo y medios se pueden

acometer grandes investigaciones, y que a pesar de que en los últimos

años la investigación en materia de ingeniería biomédica ha crecido

increíblemente, aún queda mucho terreno por explorar.



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2.8.4. Líneas de investigación abiertas.

Manteniendo la tendencia de lo expresado en las conclusiones del

Proyecto, se van a exponer las líneas de investigación abiertas para

posibles ampliaciones del Proyecto o futuros proyectos. Y es que, como ya

se ha expresado en múltiples ocasiones a lo largo del presente Documento,

aunque el Proyecto se haya cerrado entorno a la definición de un prototipo

en concreto-decisión marcada por la necesidad de acotar los objetivos ante

la falta de tiempo- la investigación y la simulación que hay detrás de él

abarca mucho más que el desarrollo de un prototipo.

Es por ello que a continuación, se van a expresar las líneas de investigación

que ha fecha de depósito del Proyecto se consideran plausibles para

investigaciones futuras.

- Perfeccionamiento de la simulación.

Aunque ha sido el “caballo de batalla” del Proyecto, siempre queda mucho

por trabajar, posiblemente la realización de estudios concretos para

determinar el comportamiento anisotrópico de los tejidos óseos cortical y

esponjoso, permitirían alcanzar un mayor grado de detalle en los

resultados.

También sería un gran punto a tratar el estudio del funcionamiento de la -

.musculatura y los fluidos que rodean la cápsula articular del hombro. Con

el fin de representar las acciones en la articulación en forma de reacciones

articulares, y no como fuerzas directamente, que se distribuyen en los

puntos exactos de inserción de los tendones de los músculos solicitados. Y

de representar de forma más realista el medio hostil que el cuerpo humano

representa para la prótesis.

Por último, la mejora de la geometría ósea, no alteraría los resultados en

exceso, pero sí mejoraría la apariencia de la simulación. Un proceso de

dibujo por decapado de los huesos sería lo idóneo.



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- Estudio de la prótesis como producto y aplicación de técnicas de

rediseño basadas en la simulación.

Ya se ha comentado en varias ocasiones a lo largo del Documento. Debido

a que el Proyecto se centra en el diseño de un prototipo queda la puerta

abierta al rediseño, tanto por aplicación de la simulación como por técnicas

especializadas de rediseño.

Destaca la aplicación de la simulación por la interconexión de los modelos

3D y las geometrías de Ansys, ya que los redimensionamientos son

reconocidos automáticamente y sólo es necesario volver a mallar y volver

a resolver el modelo. Esto último resulta un avance enorme para evaluar

cómo afecta la reducción o aumento de diámetros, espesores, longitudes

concretas, etc.

- Estudio de diferentes tipos de prótesis, o desarrollo de uno nuevo.

Las bases sentadas por el presente Proyecto permiten optar por nuevos

diseños de prótesis cuyo punto de partida no es el cero sino el creado por

los conocimientos adquiridos y mostrados con el desarrollo de este

Proyecto.

- Implementación de mejoras modulares en la prótesis bipolar inversa

de hombro.

Una de las opciones más claras es la mejora de las posibilidades de la

prótesis con lo que se tendría que optar por reconducir y ampliar los

objetivos del presente Proyecto. Las opciones pasan por el estudio de

variaciones en los componentes que permitan la reversibilidad de la cabeza

esférica, con el fin de abarcar más casos clínicos que requieran el

reemplazamiento de la articulación por medio de cirugía protésica.

Y otra de las opciones es el diseño de diferentes componentes humerales,

tornillos e incluso metaglenas con el fin de adaptar la prótesis más aún al

paciente, y no al revés.



INVERSA DE HOMBRO

2.9. PLANIFICACIÓN.

La planificación ha sido clave en un Proyecto de tal alcance y con unos

recursos temporales extremadamente reducidos. Como punto de partida se

conocen los siguientes datos:

- Fecha de inicio: 24 de Enero de 2014.

- Fecha límite de depósito: 7 de Julio de 2014.

- 1 alumno de grado en Ingeniería mecánica de último curso.

- 300 horas de dedicación, condicionadas hasta el 15 de Mayo de

2014.

2.9.1. Definición de las fases del Proyecto.

En base a los factores anteriormente expuestos, se deciden estructurar el

desarrollo del Proyecto en 4 fases.

2.9.1.1. Fase I.

La primera fase comprende la etapa de definición del Proyecto y de las

investigaciones y estudios previos. Resulta clave una delimitación aunque

sea inicial y sujeta a posteriores reajustes, del alcance del Proyecto, par

apoder progresar y marcar las líneas de estudio a seguir.

Para ello se estipulan 3 actividades a lo largo de esta fase:

- Definición del Proyecto: Elección del Proyecto y delimitación del

objetivo principal

- Desarrollo del formato: Para trabajar de forma coordinada y

coherente, se decide desarrollar el formato de Word y de plantillas

empleadas para dibujar y escribir.

- Estudios previos: Para proceder con la siguiente fase se hace

necesario entrar en materia con el fin de ir desarrollando ideas y

líneas de estudio.



INVERSA DE HOMBRO

De acuerdo al Plan de Gestión de la Calidad del Documento, se determinan

2 productos entregables en este periodo, que coinciden en mayor o menor

medida con las actividades a realizar:

- Definición del Proyecto: Elección del Proyecto y delimitación del

objetivo principal.

- Desarrollo de un formato para el Proyecto.

Regulados todos ellos por el punto de control 1.

2.9.1.2. Fase II.

La segunda fase coincide con el inicio del despliegue del Proyecto, se

empieza a disponer de más medios y de mayor dedicación temporal. Las

actividades que comprenden esta fase son:

- Definición de los objetivos.

- Establecimiento de la organización y planificación.

- Realización del diseño básico.

- Redacción de los anexos de partida.

Los productos entregables que se determinan para esta fase son:

- Definición de los objetivos y establecimiento de la planificación.

- Anexo de partida: Estudio anatómico del hombro.

- Anexo de partida: Estudio de materiales.

- Anexo de partida: Estudio antropométrico del hombro.

- Anexo de partida: Estudio biomecánico del hombro.

Regulados todos ellos por el punto de control 2.



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2.9.1.3. Fase III.

La tercera fase constituye el punto de inflexión del Proyecto, puesto que se

inicia el diseño y la simulación. Constituye el despliegue más importante de

tiempo y recursos. Las actividades que comprenden esta fase son:

- Desarrollo del diseño.

- Desarrollo de la simulación.

- Redacción de los anexos de cálculo.

- Realización del pliego de condiciones.

- Valoración económica y redacción de estado de mediciones y

presupuesto.

Los productos entregables que se determinan para esta fase, organizados

según puntos de control son:

- Punto de control 3:

• Diseño de la prótesis en 3D: Dibujo 3D de los componentes y

de los conjuntos de estudio.

• Simulación MEF: Modelizado de las geometrías a simular.

• Simulación MEF: Planteamiento de las hipótesis de carga y

resolución.

- Punto de control 4:

• Anexo de cálculo: Exposición del proceso de simulación por

escrito.

• Planos: Diseño del cajetín, planos de cada componente y

planos de conjunto y explosionado.

• Pliego de Condiciones.

• Desarrollo de la valoración económica por medio de Presto.

• Estado de mediciones y Presupuesto: Impresión y

acomodación de ambos documentos al formato del Proyecto.



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2.9.1.4. Fase IV.

La cuarta fase determina el cierre del Proyecto, las actividades realizadas

son las siguientes:

- Redacción de la memoria.

- Revisión final, impresión y depósito.

Los productos entregables que se determinan para esta fase son:

- Memoria.

- Unificación de todos los Documentos y revisión general del formato,

así como generación de índices.

Regulados por el punto de control final del Proyecto.

2.9.2. Relación y secuencias lógicas entre fases y actividades.

La secuencia de las fases es la marcada por la evolución y el ritmo de

inversión de recursos razonable en un Proyecto, o lo que es lo mismo, el

grado de desarrollo del Proyecto. Esto se visualiza con mayor claridad en

la siguiente imagen:



INVERSA DE HOMBRO

Gráfica 1. Evolución del desarrollo del Proyecto en fases. Asignatura de

Proyectos UR. 07/07/2014.

Por lo tanto, la disposición de las fases se ha ajustado a un desarrollo del

Proyecto coherente, con la singularidad de que se trata de un Proyecto en

el que sólo trabaja una persona y por lo tanto la autogestión prima sobre la

planificación inicial. Este hecho también se visualiza en la secuencia lógica

de las actividades ya que salvo un caso contado, todas las actividades se

disponen de forma secuencial, es decir, una detrás de la otra. Se puede

observar a continuación:

Tabla 1. Relación de actividades. Elaboración propia. 07/07/2014.

FASE DESCRIPCIÓN ACTIVIDAD ACTIVIDADACTIVIDAD

PRECEDENTE

DURACIÓN

(DÍAS)

FECHA

INICIOFECHA FIN

Definición del Proyecto A - 12 24-ene 05-feb

Desarrollo del formato B A 2 05-feb 07-feb

Estudios previos C A 14 05-feb 19-feb

Definición de los objetivos D C 7 19-feb 26-feb

Establecimiento de la organización y planificación E D 7 26-feb 04-mar

Realización del diseño básico F E 7 04-mar 11-mar

Redacción de los anexos de partida G F 24 11-mar 04-abr

Desarrollo del diseño H G 26 04-abr 01-may

Desarrollo de la simulación I H 45 01-may 12-jun

Redacción de los anexos de cálculo J I 5 12-jun 17-jun

Realización de los planos K J 4 17-jun 21-jun

Realización del pliego de condiciones L K 3 21-jun 24-jun

Valoración económica M L 4 24-jun 27-jun

Redacción de la memoria N M 6 27-jun 03-jul

Revisión final, impresión y entrega Ñ N 4 03-jul 07-jul

Fase I

Fase II

Fase III

Fase IV



INVERSA DE HOMBRO


los recursos propios y ajenos.

La planificación se ha dispuesto por días de dedicación a cada una de las

actividades, al ser uno de los primeros productos entregables y puntos a

tratar del Proyecto. La planificación se ha estimado sin entrar a calcular las

horas de trabajo dedicadas diariamente, ya que el transcurso del curso

académico impide una plena dedicación a la realización del Proyecto hasta

el día 15 de Mayo, como se ha explicado al inicio del presente apartado.

Aun así, se ha diseñado la duración espacial de cada una de las fases

teniendo en cuenta las limitaciones propias. Lo cual, a priori, muestra una

gran condensación de trabajo para la tercera fase, que pese a comenzar

oficialmente el 4 de Abril, no se desarrollará al ritmo adecuado hasta

mediados de Mayo.

Los recursos ajenos no suponen ningún tipo de condicionante, la

disposición del Director del Proyecto es continua, y la disposición de

recursos materiales no da lugar a ninguna limitación.

2.9.4. Expresión gráfica de la programación utilizada.

Para la expresión gráfica de la programación utilizada se ha decidido

emplear el programa GanttProyect, que permite el diseño de diagramas de

Gantt de forma rápida y sencilla.

En primer lugar se han distribuido las actividades por fases, indicando su

duración por medio de las fechas de inicio y fin:



INVERSA DE HOMBRO

Tabla 2. Relación de actividades en GanttProject. Elaboración propia.

07/07/2014.

Posteriormente, se genera el diagrama de Gantt, donde se ha

sobreimpreso la denominación de las fases.

Gráfica 2. Gantt del Proyecto. Elaboración propia. 07/07/2014.

Con todo ello queda suficientemente expresada gráficamente la

planificación del Proyecto.



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BÁSICOS.

El orden de prioridad de los documentos frente a posibles discrepancias o

incompatibilidades que puedan ocurrir de los documentos básicos del

Proyecto será el orden de prioridad de los documentos contractuales, el

cual se expone a continuación:

I. Planos.

II. Pliego de Condiciones.

III. Presupuesto.

IV. Memoria.



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INDUSTRIAL

ANEXOS



DIRECTOR DEL TFG


AUTOR:







ANEXOS: ANEXOS DE PARTIDA


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ANEXOS.

3.1. ANEXOS DE PARTIDA. .......................................................... 141

3.1.1. Estudio de materiales. .................................................... 141

3.1.1.1. Materiales anatómicos o tejidos. .......................... 141


3.1.1.1.1.1. Clasificación de los huesos. ................................. 142

3.1.1.1.1.2. Funciones de los huesos...................................... 145

3.1.1.1.1.3. Composición de los huesos. ................................ 146

3.1.1.1.1.4. Propiedades mecánicas de los huesos. ............... 149

3.1.1.1.1.4.1. Comportamiento viscoelástico de los huesos. ..... 151

3.1.1.1.1.4.2. Caracterización mecánica de los huesos. ............ 153

3.1.1.1.1.4.2.1. Estudio ortotrópico del hueso. ............................ 154

3.1.1.1.1.4.2.2. Caracterización mecánica del hueso cortical. .... 154

3.1.1.1.1.4.2.3. Caracterización mecánica del hueso esponjoso. 157

3.1.1.1.1.4.2.4. Límite elástico del tejido óseo. ........................... 159

3.1.1.1.2. Componentes musculares.................................... 161

3.1.1.1.2.1. Clasificación de los músculos. ............................. 161

3.1.1.1.2.2. Funciones de los músculos. ................................. 162

3.1.1.1.2.3. Composición de los músculos. ............................. 163

3.1.1.1.2.4. Propiedades mecánicas de los músculos. ........... 165

3.1.1.1.3. Otros componentes anatómicos. .......................... 167

3.1.1.1.3.1. Componentes tendinosos..................................... 167




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3.1.1.1.3.2. Componentes ligamentosos. ................................ 170

3.1.1.1.3.3. Componentes cartilaginosos. ............................... 172

3.1.1.1.3.3.1. Lubricación articular. ............................................. 175

3.1.1.1.3.4. Componentes sinoviales. ..................................... 179

3.1.1.2. Materiales empleados en la prótesis de hombro. . 180

3.1.1.2.1. Materiales protésicos. .......................................... 180

3.1.1.2.1.1. Materiales implantables. ...................................... 180

3.1.1.2.1.2. Materiales empleados. ......................................... 182

3.1.1.2.1.2.1. Cemento óseo: Osteobond. ................................. 182

3.1.1.2.1.2.2. Titanio: Ti6Al4V. ................................................... 183

3.1.1.2.1.2.3. Polietileno de ultra peso molecular. ..................... 186

3.1.1.2.1.2.4. Hidroxiapatita ....................................................... 188

3.1.1.3. Ciclo de esterilización. ......................................... 189

3.1.1.3.1. Parámetros de esterilización. ............................... 189

3.1.1.3.2. Proceso de esterilización. .................................... 190

3.1.1.3.3. Métodos de esterilización. .................................... 191

3.1.2. Estudio anatómico del hombro. ...................................... 193

3.1.2.1. Componentes de la articulación del hombro. ....... 193

3.1.2.1.1. Esqueleto del hombro. ......................................... 193

3.1.2.1.1.1. Clavícula. ............................................................. 193

3.1.2.1.1.2. Escápula u omóplato. ........................................... 195

3.1.2.1.1.3. Húmero. ............................................................... 199

3.1.2.1.2. Musculatura. ......................................................... 201

3.1.2.1.2.1.Músculos que intervienen en la articulación del hombro.

.................................................................................................... 203

3.1.2.1.2.1.1. Redondo mayor. ................................................... 203




INVERSA DE HOMBRO

3.1.2.1.2.1.2. Redondo menor. .................................................. 203

3.1.2.1.2.1.3. Infraespinoso. ....................................................... 204

3.1.2.1.2.1.4. Supraespinoso. .................................................... 205

3.1.2.1.2.1.5. Romboides mayor. ............................................... 205

3.1.2.1.2.1.6. Romboides menor. ............................................... 206

3.1.2.1.2.1.7. Elevador de la escápula. ...................................... 207

3.1.2.1.2.1.8. Trapecio. .............................................................. 207

3.1.2.1.2.1.9. Dorsal ancho. ....................................................... 208

3.1.2.1.2.1.10. Subescapular. ...................................................... 209

3.1.2.1.2.1.11. Bíceps braquial. ................................................... 210

3.1.2.1.2.1.12. Coracobraquial. .................................................... 211

3.1.2.1.2.1.13. Serrato anterior. ................................................... 212

3.1.2.1.2.1.14. Pectoral menor. .................................................... 213

3.1.2.1.2.1.15. Pectoral mayor. .................................................... 214

3.1.2.1.2.1.16. Deltoides. ............................................................. 215

3.1.2.1.2.2. Manguito de los rotadores. ................................... 216

3.1.2.1.3. Cápsula articular y ligamentos. ............................ 218

3.1.2.1.3.1. Ligamento glenohumeral. ..................................... 220

3.1.2.1.3.2. Ligamento coracohumeral. ................................... 221

3.1.2.1.3.3. Ligamento acromioclavicular. ............................... 222

3.1.2.1.3.4. Ligamento coracoacromial. .................................. 222

3.1.2.1.3.5. Ligamento coracoclavicular. ................................. 222

3.1.2.1.4. Tendones. ............................................................ 223

3.1.2.1.4.1. Tendones del manguito de los rotadores. ............ 223

3.1.2.1.4.2. Otros tendones. .................................................... 224




INVERSA DE HOMBRO

3.1.2.1.5. Cartílagos articulares del hombro. ....................... 225

3.1.2.1.5.1. Rodete glenoideo o Labrum. ................................ 227

3.1.2.1.6. Bolsas sinoviales de la articulación del hombro. .. 228

3.1.2.2. Complejo articular del hombro. ....................................... 230

3.1.2.3. Articulación glenohumeral. ............................................. 232

3.1.2.4. Articulación acromioclavicular......................................... 235

3.1.2.5. Articulación esternocostoclavicular. ................................ 236

3.1.2.6. Articulación escápulotorácica. ........................................ 238

3.1.2.7. Articulación subdeltoidea. ............................................... 239

3.1.3. Estudio antropométrico del hombro. ............................... 241

3.1.3.1. Factores determinantes en la antropometría. ................. 241

3.1.3.1.1. Raza ........................................................................... 241

3.1.3.1.2. Sexo. .......................................................................... 242

3.1.3.1.3. Edad y altura. ............................................................. 243

3.1.3.2. Datos antropométricos de los huesos del brazo en función

de la estatura y sexo. .................................................................. 245

3.1.3.3. Antropometría de estudio. .............................................. 247

3.1.3.3.1. Húmero. .................................................................... 247

3.1.3.3.2. Escápula. .................................................................. 248

3.1.4. Estudio biomecánico del hombro. ................................... 250

3.1.4.1. Cinemática articular del hombro. .................................... 250

3.1.4.1.1. Planos de referencia. ............................................... 250

3.1.4.1.2. Ejes de rotación. ....................................................... 251

3.1.4.1.3. Grados de libertad. ................................................... 253

3.1.4.1.4. Estudio de movimientos. .......................................... 254

3.1.4.1.4.1. Artrocinemática. ................................................... 255




INVERSA DE HOMBRO

3.1.4.1.4.2. Osteocinemática .................................................. 256

3.1.4.1.4.3. El movimiento de circunducción. .......................... 260

3.1.4.2. Cinética articular del hombro. ......................................... 261

3.1.4.2.1. Estudio estático del hombro. .................................... 261

3.1.4.2.1.1. Diagrama del sólido libre. ......................................... 264

3.1.4.3. Dinámica articular del hombro. ....................................... 265

3.1.4.3.1. Fuerzas musculo-esqueléticas. ................................ 266

3.1.4.3.2. Palancas musculo-esqueléticas. .............................. 267

3.1.4.3.2.1. Ventaja mecánica. .................................................... 269

3.2. ANEXOS DE CÁLCULO Y SIMULACIÓN. .............................. 271

3.2.1. Objetivo de la simulación basada en FEM. ..................... 271

3.2.2. Geometría. ...................................................................... 272

3.2.2.1. Componente humeral. .................................................... 275

3.2.2.2. Posición anatómica o de reposo, 0º de abducción. ........ 276


3.3.2.1. Posición a 90º de abducción. ............................... 278

3.2.3. Modelizado. .................................................................... 279

3.2.3.1. Montaje y contactos entre componentes. ............. 279

3.2.3.2. Tipo de elemento. ................................................ 280

3.2.3.3. Mallado y convergencia........................................ 280

3.2.3.4. Definición de componentes. ................................. 281


3.2.3.4.1.1. Húmero. ............................................................... 282

3.2.3.4.1.2. Escápula. ............................................................. 283




INVERSA DE HOMBRO

3.2.3.4.2. Componentes protésicos...................................... 284

3.2.3.4.2.1. Cemento óseo. ..................................................... 284

3.2.3.4.2.2. Diáfisis.................................................................. 285

3.2.3.4.2.3. Epífisis.................................................................. 286

3.2.3.4.2.4. Casquillo. ............................................................. 287

3.2.3.4.2.5. Glenosfera. ........................................................... 288

3.2.3.4.2.6. Metaglena. ........................................................... 288

3.2.3.4.2.7. Tornillos de fijación ósea. ..................................... 289

3.2.3.5. Modelos de estudio. ............................................. 290

3.2.3.5.1. Componente humeral. .......................................... 291

3.2.3.5.2.Posición anatómica o de reposo, 0º de abducción.

.................................................................................................... 292



3.2.4. Hipótesis de carga y simulación. .................................... 294

3.2.4.1. Ensayos experimentales de la prótesis. ............... 296

3.2.4.1.1. Determinación de los rangos de movimiento. ...... 297

3.2.4.1.2.Ensayo de resistencia mecánica del componente humeral.

.................................................................................................... 300

3.2.4.1.3.Ensayo de resistencia a fatiga del componente humeral.

.................................................................................................... 303

3.2.4.2.Simulación del comportamiento del implante.

.................................................................................................... 305

3.2.4.2.1.Caso 1: Levantamiento de 30 kg en posición anatómica.

.................................................................................................... 306




INVERSA DE HOMBRO

3.2.4.2.2.Caso 2: Apoyo del peso del cuerpo en el brazo, en posición

anatómica. ................................................................................... 308

3.2.4.2.3.Caso 3: Impacto frontal contra un móvil, en posición

anatómica. ................................................................................... 310


abducción media. ........................................................................ 312

3.2.4.2.5. Caso 5: Caída vertical sobre un solo brazo en posición

de abducción media. ................................................................... 314


abducción a 90º. .......................................................................... 316


abducción a 90º. .......................................................................... 318


abducción a 90º. .......................................................................... 320


abducción a 90º. .......................................................................... 322

3.2.5. Comentario de resultados y conclusiones. ..................... 324

3.2.5.1. Estudio de los resultados del caso crítico. ........... 326

3.2.5.1.1. Tejido óseo cortical del húmero. .......................... 327

3.2.5.1.2. Diáfisis.................................................................. 328

3.2.5.1.3. Epífisis.................................................................. 329

3.2.5.1.4. Casquillo. ............................................................. 330

3.2.5.1.5. Glenosfera. ........................................................... 331

3.2.5.1.6. Metaglena. ........................................................... 332

3.2.5.1.7. Tornillos de fijación escapular. ............................. 333




INVERSA DE HOMBRO

3.1. ANEXOS DE PARTIDA.

3.1.1. Estudio de materiales.

En el desarrollo del presente Proyecto se abordan gran cantidad de

elementos, partes, tejidos, componentes, piezas, etc. Cuyo material o

materiales constituyentes es imprescindible estudiar. De forma general, es

posible recoger todos estos materiales en 2 subgrupos: Materiales

anatómicos o tejidos, y materiales empleados en la prótesis de hombro.

3.1.1.1. Materiales anatómicos o tejidos.

Con el fin de facilitar la comprensión de los estudios anatómico,

biomecánico y biométrico, así como cualquier referencia anatómica a lo

largo de todo el desarrollo del Proyecto, se van a introducir los diferentes

tipos de tejidos o materiales que intervienen al complejo articular del

hombro. Haciendo especial hincapié en huesos y músculos por ser los más

importantes de cara a la simulación mediante FEM.

3.1.1.1.1. Componentes óseos.

El hueso es un tejido vivo, muy duro y que posee escasa elasticidad. En

esencia es una matriz orgánica de tejido conectivo fibroso impregnado de

sales minerales, que se encarga de la función estructural dentro de un

organismo.

El tejido que compone el hueso, es denominado tejido óseo, el cual es una

variedad de tejido conjuntivo cuya estructura es más dura y sólida por

contener sales de calcio. Constituye la base histológica de los huesos que

constituyen el esqueleto humano y que forman parte del aparato locomotor,

lque es la base de la biomecánica.

Teniendo esto último en cuenta, y ya que dentro del análisis mediante FEM,

los objetos simulados van a ser exclusivamente los huesos que forman la




INVERSA DE HOMBRO

articulación glenohumeral, se hará especial hincapié en el desarrollo teórico

de este apartado para así poder abordar mejor la simulación por ordenador.

3.1.1.1.1.1. Clasificación de los huesos.

Desde un punto de vista descriptivo, y el cual corresponde a la clasificación

más habitual, los huesos se pueden clasificar según su forma, en: Huesos

largos, cortos, planos e irregulares.

- Huesos largos.

Son los huesos más característicos de las extremidades del cuerpo

humano. Son duros y densos, su principal función es la de optimizar las

funciones de movilidad y estructural a la par que mantener una buena

resistencia. Como de su denominación se entiende, son huesos en los que

su dimensión más destacada es la largura, como el húmero o el fémur,

aunque también pueden ser reducidos como las falanges de los dedos.

Al ser el húmero un hueso largo, resulta especialmente interesante expone

las distintas partes de las que constan este tipo de huesos:

• Diáfisis o cuerpo: Consiste en un tubo hueco compuesto por

hueso compacto duro. Es una estructura rígida a la par que lo

suficientemente ligera como para permitir los movimientos

sencillos.

• Cavidad medular: Es el área hueca situada en el interior de la

diáfisis de hueso largo, contiene médula ósea amarilla blanda,

que es una determinada forma de médula grasa e inactiva

existente en el esqueleto adulto.

• Epífisis o extremos del hueso: Consisten en pequeños espacios

de hueso esponjoso llenos de médula ósea roja.

• Cartílago articular: Es una capa fina de cartílago que cubre cada

epífisis en sus respectivas superficies articulares.




INVERSA DE HOMBRO

• Periostio: Es una membrana fibrosa fuerte que cubre la totalidad

del hueso a excepción de donde se encuentre el cartílago

articular.

• Endostio: Es la membrana delgada que tapiza la cavidad

medular.

Ilustración 26. Descripción de un hueso largo. www.planetacurioso.com.

07/07/2014.




INVERSA DE HOMBRO

- Huesos cortos.

Los huesos cortos tienen la forma aproximada de un cubo, contienen en su

mayoría hueso esponjoso y están localizados en las manos y en los pies,

aunque por ejemplo la rótula también se considera un hueso corto. La

superficie exterior de estos huesos está conformada por una capa delgada

de hueso compacto. Su función más importante es la de dar mayor

flexibilidad a las articulaciones.

Ilustración 27. Ubicación de los huesos cortos. ADAM. 07/07/2014.

- Huesos planos.

Este tipo de huesos se encuentra formando cavidades en el cuerpo. Son

delgados y aplanados, y tienen dos funciones principales: Proteger partes

frágiles de la anatomía, es el caso del cráneo que protege el cerebro. O

facilitar la inserción de tendones y ligamentos como es el caso del

omóplato.

Se encuentran dondequiera que se necesite protección de partes blandas

del cuerpo o un lugar para inserción muscular extensa. Por ejemplo, las




INVERSA DE HOMBRO

costillas, partes de la cintura pélvica, y los ya mencionados huesos del

cráneo y omóplato.

- Huesos irregulares.

Los huesos irregulares presentan aspectos y dimensiones muy variables

dependiendo de su función. Por ejemplo, las vértebras se encajan unas con

otras para formar un canal protector que pasa la frágil médula espinal. O,

el par de huesos iliacos que proporciona la estructura de la pelvis ósea en

la que se fijan los miembros inferiores.

3.1.1.1.1.2. Funciones de los huesos.

Aunque ya se han especificado las funciones según el tipo de hueso, se

pueden determinar de forma general las siguientes funciones básicas de

los huesos y esqueleto, las cuales son:

- Soporte.

Los huesos proveen un cuadro rígido de soporte para los músculos y tejidos

blandos.

- Protección.

Los huesos forman varias cavidades que protegen los órganos internos de

posibles traumatismos. Por ejemplo, el cráneo protege el cerebro frente a

los golpes, y la caja torácica, formada por costillas y esternón protege los

pulmones y el corazón.

- Movimiento.

Gracias a los músculos que se insertan en los huesos a través de los

tendones y su contracción sincronizada, se produce el movimiento.

- Homeostasis mineral.

El tejido óseo almacena una serie de minerales, especialmente calcio y

fósforo, necesarios para la contracción muscular y otras muchas funciones.




INVERSA DE HOMBRO

Cuando son necesarios, el hueso libera dichos minerales en la sangre que

los distribuye a otras partes del organismo.

- Producción de células sanguíneas.

Dentro de cavidades situadas en ciertos huesos, un tejido conectivo

denominado médula ósea roja produce las células sanguíneas rojas o

hematíes mediante el proceso denominado hematopoyesis.

- Almacén de grasas de reserva.

La médula amarilla consiste principalmente en adipocitos con unos pocos

hematíes dispersos. Es una importante reserva de energía química.

3.1.1.1.1.3. Composición de los huesos.

Los huesos son componentes rígidos minerales que forman la estructura

de los seres vivos vertebrados, entre los que están los humanos. Están

formados por tejido óseo, un tejido especialmente duro y que a su vez

puede ser de distintos tipos en función de qué tipo de célula los conforme.

- Tipos de tejido óseo:

Macroscópicamente se distinguen dos zonas óseas con características

diferentes y sin un límite neto, éstas representan dos formas diferentes de

estructuración del tejido óseo:

• El tejido esponjoso: Da lugar al hueso cortical, está formado

por espacios vacíos o tabiques. Es un tejido reticular, tiene

forma de red y entre las cavidades se encuentra la médula

ósea y está recubierta por un tejido compacto.

• El tejido compacto: Da lugar al hueso esponjoso, sus

componentes están muy fusionados y es lo que le da el

aspecto duro y uniforme al hueso, son abundantes en huesos

largos como el fémur y el húmero.




INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 28. Hueso cortical y hueso esponjoso.

www.anatomiahumana.ucv.cl. 07/07/2014.

- Tipos de células:

A nivel celular, el tejido óseo puede estar conformado por tres tipos distintos

de células, que son: Osteoblastos, osteocitos y osteoclastos.

• Osteoblastos: Son células osteoformadoras que se encargan

del mantenimiento, el crecimiento y la reparación del hueso.

• Osteocitos: Son las células del hueso maduro y ya formado y

se presentan bajo tres estados funcionales: osteocitos

latentes, osteocitos formativos y osteocitos resortivos.

• Osteoclastos: El osteoclasto es una célula multinucleada que

degrada y reabsorbe huesos. Al igual que el osteoblasto, está

implicado en la remodelación de hueso natural. Deriva de

células hematológicas.

Dejando a un lado el tejido óseo, también hay que señalar las regiones

cartilaginosas, que coinciden con las superficies articulares en los extremos

de los huesos, donde es necesario amortiguar las zonas de contacto. Junto

al cartílago, cabe mencionar el periostio, el cual es una membrana que




INVERSA DE HOMBRO

recubre toda la superficie ósea, a excepción de las zonas recubiertas por

cartílago. El periostio está provisto de numerosas terminaciones nerviosas

y vasos sanguíneos.

Por último, en el interior del hueso, en la zona hueca del núcleo de este,

aparece la médula ósea amarilla, la roja aparece en los extremos. La

médula ósea amarilla está constituida principalmente por tejido adiposo, la

roja en cambio, es un tejido generador de células sanguíneas; glóbulos

blancos, glóbulos rojos y plaquetas.

Ilustración 29. Médula ósea. anatomiafisamuniversity.wordpress.com.

07/07/2014.

El hueso está formado por células óseas vivas rodeadas por una sustancia

inerte y dura. La composición química del hueso es 25% de agua, 45% de

materia inorgánica, en forma de minerales como fosfato y carbonato de

calcio y 30% de materia orgánica. Estos minerales de calcio le dan al hueso

su rigidez y dureza.




INVERSA DE HOMBRO

3.1.1.1.1.4. Propiedades mecánicas de los huesos.

Con el fin de comprender correctamente el doble comportamiento mecánico

del hueso, sólo hay que tener en mente los dos tipos de tejidos óseos que

componen los huesos; tejido óseo compacto o cortical y tejido óseo

esponjoso.

El tejido óseo compacto se corresponde con el hueso desproteinizado,

comportándose como un material rígido de gran dureza y que trabaja bien

a compresión, pero siendo extremadamente frágil a tracción. Por el

contrario, el tejido óseo esponjoso, que se corresponde con el hueso

desmineralizado, es blando y dúctil, además tiene una buena resistencia a

la tracción en detrimento de una pésima resistencia la compresión.

Como resultado de estas propiedades y, en especial, debido a la

disposición especial de las fibras de colágeno y de los cristales de

hidroxiapatita alrededor de los conductos de Havers, constituyendo las

osteonas. El comportamiento del hueso es el de un material anisotrópico,

lo cual quiere decir que es un material cuyas propiedades dependen de la

dirección en qué estén trabajando los huesos de acuerdo con las

solicitaciones. Esta anisotropía se desarrolla de forma individual ya que

está dirigida a soportar específica y eficazmente, las demandas funcionales

o solicitaciones de cada persona en particular, ya que intervienen diversos

factores anatómicos e incluso empíricos de cada persona que provocan

grandes divergencias en las respuestas a un mismo esfuerzo.

El tejido óseo es un material de alto nivel de organización, la disposición en

forma de osteonas del tejido compacto y la estructura interna del tejido

esponjoso del hueso, van a proveer a este de las propiedades reológicas

siguientes:

- Dureza: Posee una dureza de aproximadamente 1/15 del acero.

- Flexibilidad: El hueso puede deformarse 10-20 veces más que el

acero o la aleación Cromo-Cobalto.




INVERSA DE HOMBRO

- Elasticidad: El tejido óseo puede soportar una elongación de

aproximadamente un 0,3% (la ruptura se produce con una

elongación del 4% de su longitud inicial).

Aunque las características histológicas del hueso cortical y esponjoso es la

misma, no sucede de igual manera con la disposición interna que ambos

tipos de tejidos óseos mantienen, lo que determina su comportamiento

mecánico. El tejido óseo esponjoso, es aproximadamente un 25-30%

menos denso que el tejido óseo compacto y de entre 5-10% menos duro,

pero es 5 veces más dúctil que el hueso cortical. El tejido óseo esponjoso,

como el del hueso cortical, es anisotrópico, pero en este caso no es debido

a la disposición longitudinal de las osteonas, sino a la cantidad y

organización de los sistemas trabeculares, denominación referida a las

zonas del tejido más solicitadas. La resistencia del tejido esponjoso

depende directamente del grosor, densidad y número de trabéculas que lo

constituyen.

El hueso tiene las capacidades de autorreparación y remodelación. La

remodelación está basada en la continua construcción y destrucción del

tejido óseo se mantiene durante casi toda la vida del individuo, lo permite a

este tejido adaptarse continuamente a las nuevas condiciones mecánicas,

mediante la reorganización de su estructura interna. Por ejemplo, la porción

distal del fémur es reemplazada cada 5-6 meses. En los adultos jóvenes,

la aposición es igual a la reabsorción ósea, manteniéndose constante la

cantidad de masa ósea. Sin embargo, a través del ejercicio se puede

aumentar la cantidad total de masa ósea por encima de los valores

normales del adulto joven. Este hecho es uno de los mayores beneficios

sobre el tejido óseo que tiene la actividad física y que debe tenerse en

cuenta en situaciones de pérdida de masa óseae, clínicamente

denominado osteoporosis.




INVERSA DE HOMBRO

3.1.1.1.1.4.1. Comportamiento viscoelástico de los h uesos.

Con el fin de exponer mejor las cualidades del tejido óseo se va a realizar

el estudio viscoelástico, ya que el modelo mecánico corresponde a un

material mayoritariamente viscoelástico con cierta componente plástica. A

lo largo de este comportamiento se diferencian las siguientes fases:

- Elasticidad. Provoca que al aplicar una carga sobre el tejido óseo

este presente una deformación inmediata, así como recuperación

total de la forma inicial al cesar la fuerza deformante, siendo lineal la

relación que existe entre la carga y la deformación ósea. Relación

lineal que también se mantiene entre la energía absorbida y la

velocidad de aplicación del esfuerzo.

- Viscosidad. Facilita al tejido óseo que la deformación sea progresiva

y sin mucha resistencia cuando la fuerza se aplica a velocidad

constante. En cambio, si el esfuerzo es rápido, se produce una

mayor rigidez, ya que el módulo de elasticidad y el módulo de rigidez

crecen según aumenta la velocidad de la fuerza.

- Plasticidad. Indica que, sobrepasada cierta carga o bajo cargas

pequeñas muy repetidas, el hueso recupera de la forma inicial,

pudiendo observarse un aumento de la deformación sin aumento de

tensión asociada.




INVERSA DE HOMBRO

Estos 3 comportamientos quedan ilustradas en la siguiente gráfica tensión-

deformación:

Gráfica 3. Relación tensión-deformación. Chegg.com 07/07/2014.

En este punto, se hace indispensable destacar las diferencias entre hueso

seco y hueso húmedo. El hueso húmedo o fresco, tiene un 10% de agua

en el tejido, característica de la cual el hueso seco carece. Este 10% de

componente en agua es fundamental en cuanto a las características

mecánicas se refiere.

El hueso seco mantiene un mayor módulo de elasticidad, es más duro bajo

deformación elástica y presenta una ruptura más tardía. Pero por otra parte,

es más frágil y tiene menor comportamiento plástico. Por su parte, el hueso

húmedo, es más dúctil y posee un comportamiento plástico considerable

antes de la fractura. Todo ello se puede visualizar en la siguiente gráfica,

relacionada con la expuesta más arriba:




INVERSA DE HOMBRO

Gráfica 4. Relación tensión-deformación en hueso seco y hueso húmero.

Revista REDUCA. 07/07/2014.

3.1.1.1.1.4.2. Caracterización mecánica de los huesos.

Resulta muy difícil determinar las características y propiedades mecánicas

de un hueso de forma general, ya que depende de gran cantidad de

factores, desde la herramienta o técnica de medición empleada, hasta

factores biológicos del ser humano estudiado, o incluso en qué punto o qué

tejido se haya estudiado. Además, el hueso va perdiendo sus propiedades

mecánicas con el aumento de la edad del individuo. Su módulo de Young

disminuye, a partir de los 35 años de edad, alrededor de 2,3% cada 10

años, así como la resistencia a la fractura, que desciende un 4% cada

década.

Si a las dificultades anteriormente expuestas, se añade la dificultad de

encontrar probetas de tamaño adecuado, y la escasa repetibilidad de estos

ensayos. Se hace patente la necesidad de dispositivos, técnicas y ensayos

que permitan determinar las propiedades del hueso salvando estas

dificultades.

Los métodos que han ido surgiendo, sobre todo en los últimos años, van

de la mano de los avances tecnológicos en el sector de la medicina. Estas

técnicas pueden ser muy variadas, desde plantear el cálculo a través de la

relación del módulo de elasticidad directamente con la microdureza Vickers,

más fácil de medir. Hasta técnicas fundamentadas en el desarrollo de los




INVERSA DE HOMBRO

métodos numéricos, dónde algunos autores han tratado de simular el

comportamiento mecánico del hueso a nivel macroscópico, partiendo de las

características mecánicas de los elementos que constituyen el hueso a

nivel microscópico y definiendo modelos que incluyen estos elementos.

Entre estos métodos, el más reconocido y empleado para obtener las

propiedades mecánicas de los huesos es el uso de ultrasonidos, que es la

técnica más común empleada para determinar las propiedades elásticas de

sólidos anisótropos, especialmente cuando el tamaño de las muestras que

se desean ensayar es demasiado pequeño para ensayos mecánicos, como

es el caso del hueso. Aun así, sigue siendo un método extremadamente

laborioso y muy caro.

3.1.1.1.1.4.2.1. Estudio ortotrópico del hueso.

El material óseo se trata de un material muy complejo, cuyas características

mecánicas no son homogéneas, por lo que en una primera aproximación al

problema se estudia por separado la zona cortical y la esponjosa, ya que

su estructura es completamente distinta. Y en ambos casos se analizan las

características mecánicas dependiendo de la anisotropía del hueso. En la

zona cortical el hueso suele presentar isotropía transversal, o puede

comportarse como un material ortotrópico, mientras que la zona esponjosa

es mucho más compleja, pudiendo presentar un comportamiento

prácticamente isótropo en unas zonas, y completamente anisótropo en

otras, dependiendo de los esfuerzos que actúen en cada zona.

Ante la falta de tiempo, probetas y medios, se referenciará el siguiente

estudio ortotrópico a otras fuentes.

3.1.1.1.1.4.2.2. Caracterización mecánica del hueso cortical.

Para poder definir las características mecánicas del hueso cortical se han

estudiado diferentes fuentes científicas, para tomar unas propiedades de

estudio en función de los valores que en ellas se arrojan.




INVERSA DE HOMBRO

En primer lugar, se ha acudido al “Estudio de caracterización de las

propiedades óseas” realizado por Esther Rincón Rincón, Antonio Ros Felip,

Rafael Claramunt Alonso, Fernando Arranz Merino, para la revista

“TECNOLOGÍ@ Y DESARROLLO”. En el cual se manejan datos

experimentales obtenidos del estudio de un fémur mediante ultrasonidos.

Se presenta la siguiente gráfica:

Tabla 3. Propiedades mecánicas de un fémur en diversos estudios. Revista

TECNOLOGÍ@ Y DESARROLLO. 07/07/2014.

Con la cual ya se vislumbra lo comentado anteriormente, los resultados son

diferentes según el hueso sea fresco o húmedo, e incluso entre dos huesos

teóricamente iguales. Es por ello que a partir de ahora, se decide afinar el

estudio hacia las características mecánicas del hueso fresco ya que las

diferencias con respecto al hueso seco son notables, y no resulta

interesante para el presente Proyecto, puesto que el fin de una prótesis es

el de sustituir y complementar a un hueso fresco.

Otro ejemplo más certero, y ya sobre hueso cortical fresco, es el del:

“Análisis numérico comparativo de fijadores para el tratamiento de fracturas




INVERSA DE HOMBRO

proximales del fémur” realizado por Jorge Bosch-Cabrera, Roberto Estrada-

Cinqualbres y Yoan Ramos-Botello. Donde se presenta una tabla resultante

del estudio y mediación entre diversas fuentes científicas.

Tabla 4. Propiedades mecánicas de la parte proximal de un fémur. Revista

Revista electrónica Ingeniería Mecánica. 07/07/2014.

Con el fin de constatar que la presunción de que las propiedades

mecánicas del fémur y el húmero son semejantes, y que a efectos prácticos

pueden ser equiparadas. Se ha acudido a otra fuente, en este caso una

tabla de propiedades mecánicas presentada en el: “Análisis del húmero

como material anisotrópico” relizado por Jhoan Sebastían Rodríguez.

Tabla 5. Propiedades mecánicas de un húmero. Blog personal de J.

Rodríguez. 07/07/2014.

Parámetros (S.I.) Denominación Valor

Ex (Pa) Módulo elástico en X 1,31 e+10

Ey (Pa) Módulo elástico en Y 1,36 e+10

Ez (Pa) Módulo elástico en Z 2,07 e+10

μ xy Coeficiente de Poisson en plano XY 0,366

μ yz Coeficiente de Poisson en plano YZ 0,312

μ xz Coeficiente de Poisson en plano XZ 0,2

Gxz (Pa) Módulo cortante en plano XZ 5,9 e+9

Gxy (Pa) Módulo cortante en plano XY 5,02 e+9

Gyz (Pa) Módulo cortante en plano YZ 4,67 e+9

ρ (kg/m3) Densidad 1800

Parámetros (S.I.) Denominación Valor 1 Valor 2

Ex (Pa) Módulo elástico en X 1,0932 e+10 1,177 e+11

Ey (Pa) Módulo elástico en Y 1,478 e+10 1,625 e+11

Ez (Pa) Módulo elástico en Z 1,889 e+10 2,042 e+11

μ xy Coeficiente de Poisson en plano XY 0,224 0,157

μ yz Coeficiente de Poisson en plano YZ 0,275 0,273

μ xz Coeficiente de Poisson en plano XZ 0,295 0,292

Gxz (Pa) Módulo cortante en plano XZ 5,13 e+9 5,72 e+10

Gxy (Pa) Módulo cortante en plano XY 4,24 e+9 4,8 e+10

Gyz (Pa) Módulo cortante en plano YZ 6,27 e+9 6,67 e+10

ρ (kg/m3) Densidad 1800 1800




INVERSA DE HOMBRO

Como se puede comprobar todos los valores de hueso cortical húmedo

mantienen cierta similitud y oscilan entorno a un mismo valor, es por ello

que se deciden dar por válidos los valores de las características mecánicas

correspondientes al valor medio de ambas columnas expuestas en la última

tabla:

Tabla 6. Propiedades mecánicas del hueso cortical del húmero. Elaboración

propia.. 07/07/2014.

3.1.1.1.1.4.2.3. Caracterización mecánica del hueso esponjoso.

En el caso del hueso esponjoso, nuevamente se ha acudido al “Estudio de

caracterización de las propiedades óseas” realizado por Esther Rincón

Rincón, Antonio Ros Felip, Rafael Claramunt Alonso, Fernando Arranz

Merino, para la revista “TECNOLOGÍ@ Y DESARROLLO”.

En él se alude a que se ha demostrado, tanto experimentalmente como

numéricamente, que el módulo de elasticidad del hueso esponjoso

depende de la densidad estructural del mismo. Pero como el hueso

esponjoso tiene una estructura anisótropa, su comportamiento no se puede

predecir simplemente mediante una relación lineal con la densidad. Es por

ello que en los últimos años, se ha tratado de definir el comportamiento del

hueso esponjoso a partir de las características mecánicas de las

trabéculas, definiendo modelos a nivel microscópico que representan la


Ex (Pa) Módulo elástico en X 1,1351 e+10

Ey (Pa) Módulo elástico en Y 1,552 e+10

Ez (Pa) Módulo elástico en Z 1,9655 e+10

μ xy Coeficiente de Poisson en plano XY 0,19

μ yz Coeficiente de Poisson en plano YZ 0,274

μ xz Coeficiente de Poisson en plano XZ 0,293

Gxz (Pa) Módulo cortante en plano XZ 5,42 e+9

Gxy (Pa) Módulo cortante en plano XY 44,52 e+9

Gyz (Pa) Módulo cortante en plano YZ 6,47 e+9





INVERSA DE HOMBRO

arquitectura de las estructuras trabeculares, y que permiten reproducir el

comportamiento de la estructura básica del hueso.

Por otro lado también hay que valorar que en el hueso esponjoso, como es

el caso de la zona en contacto con la prótesis, o zonas en las que el

gradiente de tensiones es elevado. El modelo de huesos esponjoso no se

puede considerar como un material continuo, ya que las propiedades

mecánicas cambian considerablemente de una trabécula a otra, y por tanto

no se puede promediar aplicando un modelo continuo, ya que los

resultados obtenidos no son válidos. En estos casos es necesario aplicar

un modelo estadístico en la zona de contacto, y por lo tanto se complica

aún más el estudio.

Todo esto se comprueba de forma más clara en el siguiente estudio, que

aborda el tejido esponjoso desde un punto de vista microscópico:

“Metodología para el modelado del comportamiento mecánico de hueso

esponjoso a partir de sus microestructuras.”, realizado por: Ramírez-Díaz

E.I., Ortiz-Prado A., Schouwenaars-Franssens R. y Ruiz-Cervantes O.

En dicha investigación, se han representado diferentes modelos de tejido

esponjoso y se han estudiado todos ellos teniendo en cuenta la

irregularidad y porosidad del tejido. El resultado no es otro que una brutal

divergencia en el nivel de esfuerzo de las estructuras para un mismo

módulo elástico. Con lo cual queda ilustrada la imposibilidad de aplicar tal

grado de exactitud al presente Proyecto de prótesis.

Expuesto lo anterior, se asume, inevitablemente, la simplificación del tejido

óseo esponjoso como un material isótropo, y de las siguientes

características mecánicas, expuestas:




INVERSA DE HOMBRO

Tabla 7. Propiedades mecánicas del hueso esponjoso. Elaboración propia..

07/07/2014.

Cabe destacar que para la determinación de la densidad, se ha tenido en

cuenta la existencia de los poros, y va a ser este factor el que permita

introducir esta variable en la simulación, a falta de una representación más

eficiente del tejido óseo esponjoso. Este valor se ha obtenido del estudio:

“Modelado de hueso trabecular mediante paquetería de elemento finito

basándose en estructuras de Voronoi.” Realizado por los mismos autores

que el anteriormente citado: Ramírez-Díaz E.I., Ortiz-Prado A.,

Schouwenaars-Franssens R. y Ruiz-Cervantes O.

3.1.1.1.1.4.2.4. Límite elástico del tejido óseo.

De nuevo, atendiendo al “Estudio de caracterización de las propiedades

óseas” realizado por Esther Rincón Rincón, Antonio Ros Felip, Rafael

Claramunt Alonso, Fernando Arranz Merino, para la revista

“TECNOLOGÍ@ Y DESARROLLO”. Donde se han obtenido diferentes

valores del límite elástico del tejido óseo, según diversos criterios.

A continuación se presenta la tabla con los valores distintos valores del

límite elástico para un fémur y una tibia.


E (pa) Módulo elástico 0,323 e+10

μ Coeficiente de Poisson 0,33





INVERSA DE HOMBRO

Tabla 8. Límite elástico de fémur y t ibia según diversos autores. Revista

TECNOLOGÍ@ Y DESARROLLO. 07/07/2014.

Como se puede observar los criterios de Von Mises y el de Raghava, se

alejan del comportamiento real del hueso, esto es debido a la anisotropía y

a la falta de simetría en la tracción y compresión. Los criterios que mejor

representan su comportamiento son los de Hill y Tsai-Wu, en los que los

coeficientes se determinan empíricamente, a partir de los resultados

obtenidos en ensayos, y con ello se calculan los coeficientes de los distintos

criterios para su aplicación al hueso. Estos coeficientes permiten

determinar el límite elástico del hueso cortical, teniendo en cuenta su

anisotropía y la diferencia de su comportamiento a tracción y compresión.

Por simplicidad, y tras contrastar el valor del límite elástico dado por Von

Misses con otras fuentes donde los valores del límite elástico para el tejido

óseo, en general sin hacer referencia a esponjoso o cortical, se determina

el siguiente valor para el ámbito de simulación del presente Proyecto:

Tabla 9. Límite elástico del tejido óseo. Revista TECNOLOGÍ@ Y

DESARROLLO. 07/07/2014.

Parámetro (S.I.) Denominación Valor

σe (Pa) Límite elástico 1,2 e+8




INVERSA DE HOMBRO

3.1.1.1.2. Componentes musculares.

Los músculos son estructuras de tejido muscular cuya principal función es

la motriz, son el motor del cuerpo y base del aparato locomotor que a su

vez es el culpable del movimiento de huesos y articulaciones. El tejido

muscular estriado tiene una enorme vascularización, debido a su alta

demanda metabólica, recibiendo inervación a través de las neuronas

motoras que contactan con los músculos mediante las placas motoras, que

son un tipo de terminación nerviosa especifica del aparato locomotor.

3.1.1.1.2.1. Clasificación de los músculos.

La clasificación de los músculos no sigue un patrón general, ya que existen

diversos criterios para agruparlos. Por lo tanto, aquí se vaa abordar el más

usual, la forma, que además sigue la dinámica establecida para la

clasificación de los huesos anteriormente expuesta.

Su forma varía en función de la disposición y naturaleza de sus tejidos, de

la forma de los huesos a los que se anclan y se insertan, y de la función

motriz que desempeñan. Así pues, se distinguen 3 tipos de músculos:

Músculo largo, plano y corto.

- Músculos largos:

En este tipo de músculos la dimensión predominante es la longitud, suelen

acompañar a huesos largos y por ello se sitúan principalmente en las

extremidades. Un ejemplo de ellos son el bíceps, el tríceps o los

cuádriceps.

- Músculos planos:

En este grupo se recogen aquellos músculos en los que destaca su forma

aplanada en dos dimensiones predominantes, con un grosor insignificante.

Se encuentran principalmente en el tronco el cuello y el abdomen, siendo

un ejemplo de ellos los abdominales.




INVERSA DE HOMBRO

- Músculos cortos:

Los músculos cortos son cúbicos, lo cual quiere decir que ninguna

dimensión predomina. Se encuentran alrededor de la columna vertebral, en

la cara, la cabeza, manos, pies, etc. Son músculos que pueden ejercer una

gran fuerza física en desplazamientos cortos.

3.1.1.1.2.2. Funciones de los músculos.

Las funciones de los músculos, como ya se ha comentado en el inicio de la

descripción del tejido muscular, se resumen básicamente en una, función

motora/motriz. Pero con el fin de atender a los diferentes tipos de

movimientos, se va a realizar una descripción de las funciones en base a

la clasificación de los músculos según éstas:

- Músculos Aductores:

Son aquellos músculos que permiten los movimientos de aproximación un

miembro o un órgano al plano medio que divide imaginariamente al cuerpo

en dos partes simétricas. Son ejemplos de este movimiento el de los ojos

cuando se orienta hacia la nariz o el de los brazos cuando se juntan al

cuerpo.

- Músculos Abductores:

Son aquellos músculos que producen movimientos que alejan del plano

medio un órgano o un miembro, como cuando el ojo se orienta hacia la sien

más próxima o cuando los brazos se alejan del cuerpo. El movimiento de

abducción es contrario al de aducción.

- Músculos Pronadores:

Son los músculos que permiten movimientos hacia dentro o hacia abajo,

como ocurre en la mano, cuando se voltea la palma hacia abajo.




INVERSA DE HOMBRO

- Músculos Supinadores:

Son los músculos que producen movimientos contrarios a los pronadores,

como ocurre al volver la mano de adentro hacia afuera. Para poner la palma

hacia arriba.

- Músculos Flexores:

Se refieren a aquellos músculos que permiten doblar un miembro, como

por ejemplo al cerrar los dedos sobre la palma de la mano y doblar sobre

ella las falanges de los dedos.

- Músculos Extensores:

Son aquellos músculos contrarios a los flexores, ya que extienden un

miembro, como por ejemplo al separar los dedos de la palma de la mano.

3.1.1.1.2.3. Composición de los músculos.

Los músculos son tejidos u órganos del cuerpo caracterizado por su

capacidad de contracción, por lo general, en respuesta a un estímulo

nervioso. El tejido muscular supone, aproximadamente y según anatomías,

el 40% del peso corporal de los seres humanos y está compuesto en un

75% de agua, un 20% de proteínas, y un 5% de sales minerales y fosfatos.

La unidad básica de todo músculo es la miofibrilla, una pequeña estructura

filiforme y constituida por proteínas complejas. Cada célula muscular o fibra

contiene varias miofibrillas, compuestas da su vez por miofilamentos

gruesos y delgados, los cuales se disponen homogéneamente. Cada

miofilamento grueso contiene cientos de moléculas de miosina, un tipo de

proteína. Por su parte, los filamentos delgados están formados por dos

cadenas de la proteína actina. Las miofribrillas están formadas de hileras

que alternan miofilamentos gruesos y delgados. Estas hileras de filamentos

interpuestas se deslizan una sobre otra por medio de puentes cruzados que

actúan como ruedas durante la contracción muscular. La energía, a nivel

celular, que requiere este movimiento procede de mitocondrias densas que

rodean las miofibrillas.




INVERSA DE HOMBRO

Ilustración 30. Composición de los músculos. www.elsevier.es . 07/07/2014.

Dentro del tejido muscular, existen tres tipos de tejido, que resultan muy

diferentes en cuanto a su composición a nivel celular, son: músculo liso,

músculo estriado o esquelético y músculo cardiaco.

- Tejido muscular liso.

El músculo visceral o involuntario está compuesto de células con forma de

huso con un núcleo central, que carecen de estrías transversales aunque

muestran débiles estrías longitudinales. El estímulo para la contracción de

los músculos lisos está mediado por el sistema nervioso vegetativo. El

músculo liso se localiza en la piel, órganos internos, aparato reproductor,

grandes vasos sanguíneos y aparato excretor.

- Tejido muscular esquelético o estriado.

Este tipo de músculo está compuesto por fibras largas rodeadas de una

membrana celular, el sarcolema. Las fibras son células fusiformes

alargadas que contienen muchos núcleos y en las que se observa con

claridad estrías longitudinales y transversales. Los músculos esqueléticos

están inervados a partir del sistema nervioso central, y debido a que éste

se halla en parte bajo control consciente, se llaman músculos voluntarios.

La mayor parte de los músculos esqueléticos están unidos a zonas del

esqueleto mediante inserciones de tejido conjuntivo llamadas tendones.

Las contracciones del músculo esquelético permiten los movimientos de los




INVERSA DE HOMBRO

distintos huesos y cartílagos del esqueleto. Los músculos esqueléticos

forman la mayor parte de la masa corporal de los vertebrados.

- Tejido muscular cardiaco.

Este tipo de tejido muscular forma la mayor parte del corazón de los

vertebrados. Las células presentan estriaciones longitudinales y

transversales imperfectas y difieren del músculo esquelético sobre todo en

la posición central de su núcleo y en la ramificación e interconexión de las

fibras. El músculo cardiaco carece de control voluntario. Está inervado por

el sistema nervioso vegetativo, aunque los impulsos procedentes de él sólo

aumentan o disminuyen su actividad sin ser responsables de la contracción

rítmica característica del miocardio vivo. El mecanismo de la contracción

cardiaca se basa en la generación y transmisión automática de impulsos.

3.1.1.1.2.4. Propiedades mecánicas de los músculos.

El tejido muscular, como es propio en el ser humano, responde al

comportamiento de un material viscoelástico. A efectos prácticos, el símil

perfecto de un músculo podría ser el representado en la siguiente

ilustración; dos muelles elásticos en paralelo con un elemento viscoso en

serie a uno de ellos:

Ilustración 31. Analogía de las propiedades de los músculos. Revista

REDUCA. 07/07/2014.




INVERSA DE HOMBRO

Dos muelles elásticos en paralelo con un elemento viscoso en serie a uno

de ellos. Siendo estos elementos los sinónimos de tejido conjuntivo y

tendón en el caso de los muelles, y sarcómera en el del pistón hidráulico o

elemento viscoso.

Abordando el tejido muscular desde un punto de vista biológico, los

elementos elásticos representan el tejido conjuntivo que recubren las fibras

musculares; endomisio, erimirio, epimisio y fascia. Y por otro lado, el

elemento viscoso representa la unidad contráctil del músculo, sarcómera.

En cuanto a su función, los elementos elásticos desarrollan oposición a los

movimientos de elongación protegiendo el tejido en caso de esfuerzos

explosivos, almacenando la energía para posterior uso. El elemento

viscoso constituye la unidad contráctil.

En el proceso de funcionamiento de estos elementos, al ser un material

vicoelastico en su conjunto se originan ciclos de histéresis, que consiste en

la liberación de la energía potencial interna almacenada durante la fase de

elongación para que el músculo retome su forma original. Como resultado

de este proceso, la tensión generada en el tejido guarda relación con la

velocidad y tiempo de aplicación de la carga, o elongación del músculo en

este caso. A mayor o más veloz carga, la absorción de energía y aumento

de la rigidez del material es mayor también. Por el contrario, cuando la

carga utilizada es de pequeña magnitud y se aplica de forma constante

suave o progresiva.

Las cargas repetitivas e intensas en un músculo conllevan una disminución

del rendimiento, lo cual es un fenómeno mecánico habitual, la fatiga. En

estado de fatiga muscular las características mecánicas del tejido muscular

se empobrecen, afectando al potencial de acción, la capacidad de reacción,

iones intra y extracelular, e incluso a los metabolitos intracelulares. La razón

de ello reside en que las funciones de las proteínas de los elementos

contráctiles, se ven alteradas por la acumulación intracelular de lactato e

iones de hidrógeno.




INVERSA DE HOMBRO

La regeneración de los músculos esqueléticos de los mamíferos tras su

lesión se realiza a través de la activación y diferenciación de una célula

satélite. En el proceso de curación existe una respuesta inflamatoria inicial

que promueve la fagocitosis del material necrosado y promueve la

diferenciación miogénica. Posteriormente se produciría un crecimiento y

remodelación de las miofibrillas regeneradas y la especificación del tipo de

fibra muscular, mediante la activación del programa genético.

3.1.1.1.3. Otros componentes anatómicos.

Por último, se van a exponer los estudios de materiales del resto de

elementos anatómicos que intervienen en la articulación, Aunque de forma

más resumida ya que no son tan importante de cara a la simulación de la

articulación del presente Proyecto. Estos componentes son:

- Ligamentos.

- Cartílagos

- Tendones.

- Bolsas sinoviales.

3.1.1.1.3.1. Componentes tendinosos.

Los tendones son los elementos de la anatomía que permiten transmitir los

movimientos de los elementos motrices, los músculos, a la estructura, el

esqueleto. En ocasiones, las condiciones biomecánicas en las que el

tendón trabaja son sencillas, véase tendones cortos como el del cuádriceps

o los tensores extensores de las manos. En otros casos, las condiciones

biomecánicas son adversas, siendo el caso de los tendones flexores de las

manos o todos los tendones largos del antebrazo o la pierna, que se

deslizan por complejas poleas de reflexión y con duplicidad tendinosa.

Independientemente de los condicionantes, el tendón siempre tiene que

soportar grandes tensiones, grandes sobrecargas, fricciones, solicitaciones




INVERSA DE HOMBRO

de flexión y torsión, pero sobretodo tracción. Esto último se debe a la

naturaleza contráctil de los músculos.

Ante tal cantidad de solicitaciones, los tendones sufren lesiones con

facilidad, desde tendinitis o disfuncionalidades, hasta roturas completas de

los tendones. En condiciones normales, el tendón sano es capaz de resistir

cargas a gran velocidad mucho mejor que el tejido muscular, lo que origina

que las lesiones se produzcan antes en el vientre muscular que en el tejido

tendinoso. Las lesiones del tejido muscular se establecen afectando a

fascículos musculares de diferente grosor de manera progresiva de calibre

menor a mayor. Cuando las cargas empleadas son de tracción pasiva la

lesión se localiza en la unión músculo-tendón.

Dentro de las propiedades mecánicas de los tendones, se van a destacar

tres, las cuales son fundamentales en el desarrollo de sus funciones más

importantes:

- Elasticidad.

- Plasticidad.

- Viscosidad.

Estas propiedades son las fundamentales en cualquier tejido viscoelástico,

y están completamente relacionadas con el comentario realizado sobre las

mismas en el apartado de huesos, de igual manera, a continuación se

puede apreciar la gráfica tensión deformación del tejido tendinoso.

Gráfica 5. Tensión-deformación en tendones. Revista REDUCA. 07/07/2014.




INVERSA DE HOMBRO

A su vez, como factor principal para explicar la funcionalidad de los

tendones, hay que remarcar que estas propiedades mecánicas están

condicionadas por: La composición química, la forma externa, la

vasculación y la inervación.

- Composición química.

Los tendones están constituidos por células llamadas teonocitos, colágeno

y una sustancia fundamental en la que predomina el agua, los

proteoglicanos, las glucoproteínas y la elastina.

La estructura principal está formada por el entramado de fibras de

colágeno, en las que están presentes los teonocitos y los demás

componentes. Estas fibras de colágeno se entrecruzan con las fibras

musculares a medida que se gesta la unión musculotendinosa.

En cambio la unión oseotendinosa es más compleja ya que se diferencian

dos zonas intermedias entre hueso y tendón. Próxima a la inserción, los

teonocitos cambian de forma redondeándose a semejanza de las células

cartilaginosas. Posteriormente aparece la línea cementante o azul, que

aparece entre la estructura tendinosa y los condrocitos, ydelimita la zona

de fibrocartílago calcificado o mineralizado.

- Forma externa.

La forma externa está gobernada por los fascículos tendinosos, los cuales

se disponen direccionados con respecto al eje de la fuerza. De acuerdo a

las solicitaciones a las que sean sometidos mantienen una forma u otra;

ondulada, helicoidal, en bucles, trenzada o enrollados en los 3 planos del

espacio.

Esta forma estructural permitirá que se desenrolle el tendón cuando soporte

fuerzas de tracción, lo que contribuye a mantener un mayor grado de

elasticidad, ya que cuando las fibras tendionsas están sometidas a tracción,

se pierde la ondulación y se hacen rectilíneas. Esto ocurre ya con

tracciones mínimas, entre el 2% y 4%.




INVERSA DE HOMBRO

- Vasculación e inervación.

Al valorar los condicionantes biomecánicos del tendón también es muy

importante considerar la vascularización. Ya que, en general, el tendón se

irriga a partir de dos zonas de la unión musculotendinosa y de la unión

osteotendinosa. Se desarrolla un entramado vascular, denominado la red

vascular intratendinosa, que se desenvuelve entre los distintos grupos

fasciculares. Esta red es consecuencia de la anastomosis entre ambas

circulaciones.

3.1.1.1.3.2. Componentes ligamentosos.

Los ligamentos son estructuras anatómicas compuestas por tejido

conjuntivo, sirven de soporte y unión a los elementos integrantes de la

articulación. Su función principal es la de dirigir el movimiento normal de la

articulación, coartando los movimientos anormales, y por lo tanto,

previniendo cualquier desplazamiento por encima del límite fisiológico.

Los ligamentos participan en el mantenimiento de la presión fisiológica

intra-articular, esta acción facilita la nutrición y lubricación del cartílago

articular y las superficies articulares. Además, estas estructuras formar

parte de la propiocepción del sistema nervioso central sobre la situación

mecánica del propio ligamento y, sobre la posición articular. Por último, se

considera que los ligamentos participan en el desarrollo y crecimiento

articular definitivo que deben adquirir algunas articulaciones durante las

primeras etapas de la vida.

Estas estructuras están formadas por tejido conectivo mesenquimatoso con

células poco diferenciadas y abundante matriz extracelular. Es un tejido

vascularizado, a través del cual se difunden las sustancias nutritivas y los

productos de desecho en su tránsito entre la sangre y las células. Están

compuestos en un 65% de agua, el restante 35% está compuesto de fibras

de colágeno con una pequeña proporción de fibras de elastina,

glicosaminglicanos y otras sustancias. Desde el punto de vista histológico,




INVERSA DE HOMBRO

se diferencian: el componente celular, la matriz extracelular y el plasma

intersticial. La matriz extracelular posee un componente fibrilar, segregado

por las propias células, que se encuentra inmerso en un componente

amorfo, o sustancia fundamental, que es semisólida y de aspecto

gelatinoso. El plasma intersticial baña todas las células libres y la sustancia

fundamental de la matriz. Las células son fijas y se denominan: fibroblastos

y fibrocitos.

En cuanto a sus propiedades mecánicas, hay que hablar de los ligamentos

como tejidos frágiles y quebradizos que no almacenan gran cantidad de

energía antes de la ruptura, produciéndose esta de forma brusca. Se

comportan como elementos anisotrópicos, estando orientada su

arquitectura para soportar las fuerzas de tracción, que le vienen impuestas

por la articulación. Estas estructuras poseen propiedades mecánicas

viscoelásticas, como se puede apreciar a continuación.

Gráfica 6. Tensión-deformación en ligamentos. Revista REDUCA.

07/07/2014.

Dado que la principal función del ligamento es soportar fuerzas de tracción,

los estudios experimentales de las propiedades mecánicas del tejido

ligamentoso se realizan en dirección uniaxial. En general, durante la

deformación del ligamento bajo tracción, referenciando a la curva tensión-

deformación, se observa inicialmente un perfil lentamente ascendente y de

forma cóncava, demostrando que existe poco aumento de la tensión con

progresiva deformación. Este comportamiento no linear de la curva es muy




INVERSA DE HOMBRO

funcional, porque permite pequeños desplazamientos de la articulación

soportando mínima tensión, dando lugar posteriormente a un aumento

importante de la resistencia del ligamento cuando aumenta la deformación

del mismo por movimientos que sobrepasan el límite articular

3.1.1.1.3.3. Componentes cartilaginosos.

El tejido cartilaginoso, o cartílago, es un tipo de tejido

conectivo especializado, elástico, carente de vasos sanguíneos, formados

principalmente por matriz extracelular y por células dispersas denominadas

condrocitos. La matriz extracelular es la encargada de brindar el soporte

vital a los condrocitos.

Los cartílagos sirven para acomodar las superficies de los cóndilos

femorales a las cavidades glenoideas de la tibia, para amortiguar los golpes

al caminar y los saltos, para prevenir el desgaste por rozamiento y, por lo

tanto, para permitir los movimientos de la articulación. Es una estructura de

soporte y da cierta movilidad a las articulaciones.

Existen 3 tipos de tejido cartilaginoso:

- Cartilago hialino.

- Cartílago fibroso o fibrocartílago.

- Cartilago elástico.

Como el caso del presente Proyecto está referido únicamente a la

articulación del hombro, sólo se hablará del cartílago hialino, el cual es el

que aparece en las superficies articulares. El cartílago fibroso se encuentra

en discos vertebrales, meniscos y rodetes, el cartílago elástico por su parte,

en las orejas o el epiglotis.

El cartílago hialino está formado principalmente por fibrillas de colágeno

tipo 2. Posee condrocitos dispuestos en grupos. Es el tipo de cartílago más

abundante del cuerpo. Tiene un aspecto blanquecino azulado. Se

encuentra en el esqueleto nasal, la laringe, la tráquea, los bronquios, las




INVERSA DE HOMBRO

costillas y los extremos articulares de los huesos. Es avascular, nutriéndose

por difusión a partir del líquido sinovial y a través del hueso subcondral.

Está formado por pocas fibras y se encarga de reducir el roce y absorber

parcialmente los golpes como amortiguador.

Su composición, de forma general, es la siguiente:

- El contenido de colágeno varía del 15 al 22 % del peso húmedo

- El contenido de proteoglicanos (PG) varía de 4 al 7 % del peso

húmedo;

- Los restantes 60-85 % son agua, sales inorgánicas, y pequeñas

cantidades de otras proteínas de la matriz, glicoproteínas, y lípidos.

El tejido hialino es un material anisotrópico, esto es debido a la disposición

que presentan los haces de fibras colágenas en su interior, estableciendo

una arquitectura muy específica de su estructura histológica. Esta

disposición se puede apreciar en la siguiente imagen:

Ilustración 32. Descripción del tejido cartilaginoso. Genomasur.com.

07/07/2014.

En cuanto a sus propiedades mecánicas, hay que destacar que el cartílago

se comporta como un material viscoelástico, al igual que todos los tejidos

orgánicos anteriormente expuestos. Es un material poroso lleno de fluido

lubricante en su interior que se comporta como una esponja. Posee la

particularidad de que está diseñado mecánicamente para soportar cargas




INVERSA DE HOMBRO

de compresión, su resistencia a la tracción es un 5% de la del hueso,

mientras el módulo de elasticidad en compresión es del orden de 0.1% que

el tejido óseo.

El cartílago por lo tanto, puede absorber presión, pero también fuerzas

tangenciales, teniendo en cuenta que no se debe sobrepasar la flexibilidad

de las fibras de colágeno contenidas en su estructura, las cuales son las

principales determinantes de su comportamiento mecánico.

Bajo cargas instantáneas, el cartílago posee un comportamiento casi por

completo elástico, con una recuperación casi instantánea de la deformación

generada una vez que cesa la fuerza deformante. Durante la deformación

a consecuencia de la carga, se va a producir la salida de agua libre desde

el interior del cartílago al exterior, parte queda en el espesor del cartílago

atrapada por las glucoproteinas del tejido y porque los poros se van

haciendo cada vez más pequeños debido al aplastamiento o deformación,

cuando toda el agua libre sale del cartílago, nos encontramos con el limite

elástico de compresión, a partir de aquí, la deformación es plástica y por lo

tanto, no se recupera en su integridad.

La deformación del cartílago hialino depende de la velocidad de aplicación

de la carga. Cuando la carga se aplica a gran velocidad sobre cartílago

hialino, este presenta mayor rigidez. Cuanto mayor sea la rapidez con la

que aplicamos la carga, más rápida es la compresión y por lo tanto más

difícil es que salga el agua del interior del tejido hialino.

A continuación se exponen estos comportamientos mediante gráficas

tensión-deformación y deformación-tiempo:




INVERSA DE HOMBRO

Gráfica 7. Tensión-deformación-velocidad en cartí lagos. Revista REDUCA.

07/07/2014.

3.1.1.1.3.3.1. Lubricación articular.

La lubricación articular es uno de los punto más importantes a tratar dentro

de los componentes cartilaginosos, ya que son ellos los elementos

lubricantes y lubricados. La lubricación se hace necesaria ya que las

superficies articulares se encuentran en continua fricción, debido a la

adherencia de sus superficies. Debido a esta adhesión y la pequeña área

de superficie de cada pico o irregularidad que presentan las superficies, se

producen unas fuerzas de cizallamiento de gran magnitud entre las

irregularidades de las superficies en contacto.

Para evitar estas fuerzas de fricción que se crean cuando se moviliza una

articulación, existe en la línea intra-articular un lubricante especial

denominado líquido sinovial. El líquido sinovial es un fluido no Newtoniano,

en el que el fluido va a cambiar su viscosidad dependiendo del gradiente

de velocidad. A mayor velocidad del fluido, es decir, movimientos rápidos

de la articulación, la viscosidad disminuye facilitando el movimiento

articular. Cuando los movimientos son lentos o no existen, la viscosidad

aumenta impidiendo que las superficies articulares toquen entre sí

directamente, permaneciendo una capa de fluido entre ambas.

Existen diferentes formas de lubricación dependiendo de la forma de

generarse la misma. En el caso de las diartrosis, la articulación posee




INVERSA DE HOMBRO

diferentes tipos de lubricación para evitar su ausencia y por lo tanto la

degeneración del cartílago.

La lubricación que se produce en la articulación sinovial es una mezcla de

todos estos tipos. La lubricación “límite o frontera”. Este tipo de lubricación

es insuficiente para mantener las altas presiones que se originan en el

interior de la articulación, especialmente cuando es sometida a altas

solicitaciones lo cual sucede con frecuencia. Para proteger al cartílago, la

articulación necesita la participación de la lubricación por “película de

fluido”.

Cuando una articulación es sometida a compresión, se va a producir, en el

inicio, un atrapamiento de fluido en las rugosidades de las superficies

articulares que van a aplanarse según la carga progresa. En adición a esto,

el cartílago articular también se deforma y se produce una expresión del

líquido sinovial. Además el agua del interior del cartílago, según progresa

la carga, va a verse expulsada al exterior por los poros del tejido (que se

van haciendo más pequeños según avance el aplastamiento o

deformación) lo que colabora a mantener separadas las superficies

articulares. Estos mecanismos asociados, serán en parte los responsables

de la disminución del coeficiente de fricción entre las superficies articulares

que se observa según aumenta la carga en la articulación.

A continuación se desarrollan e ilustran los diferentes tipos de lubricación

articular:

- Lubricación límite o frontera:

En este tipo de lubricación, el líquido sinovial recubre, debido a la existencia

de moléculas de ácido hialurónico, las superficies articulares impidiendo la

agregación o adhesión molecular de las irregularidades, existiendo

contacto entre ambas superficies.

- Lubricación por película de fluido.




INVERSA DE HOMBRO

En este segundo caso no existe contacto entre las superficies articulares

debido a que se crea una capa de fluido a presión que actúa como

amortiguador y separa las carillas articulares. Dentro de la lubricación por

película de fluido existen varios tipos:

• Lubricación por expresión:

Cuando dos superficies son comprimidas juntas de forma cíclica y durante

cortos periodos de tiempo.

Ilustración 33. Lubricación por extensión. Revista REDUCA. 07/07/2014.

• Lubricación hidrodinámica:

Ocurre cuando dos superficies no paralelas realizan un movimiento de

translación de una sobre otra. Durante ese movimiento atrapan el fluido que

a su vez desarrolla un presión al ser comprimido que separa las superficies

articulares.

Ilustración 34. Lubricación hidrodinámica. Revista REDUCA. 07/07/2014.




INVERSA DE HOMBRO

• Lubricación elastohidrodinámica:

Se desarrolla durante la deformación elástica de las superficies que

exceden del relieve rugoso habitual de las superficies. Se produce un

aplanamiento elástico y da lugar a una película de fluido más ancha,

permitiendo el movimiento.

Ilustración 35. Lubricación elastohidrodinámica. Revista REDUCA.

07/07/2014.

• Lubricación hidrostática

En este último tipo, el fluido mantiene su presión debido a la existencia de

una bomba externa. Estaría representada esta lubricación por la salida de

agua libre desde el interior del cartílago hialino a la cavidad articular.

Ilustración 36. Lubricación hidrostática. Revista REDUCA. 07/07/2014.




INVERSA DE HOMBRO

3.1.1.1.3.4. Componentes sinoviales.

Una bolsa sinovial o bursa, es un componente anatómico en forma de saco

lleno de fluído y forrado por una membrana sinovial. Proporciona un cojín

entre los elementos del aparato locomotor: huesos, tendones y músculos.

Aparece entorno a las zonas articulares, y su función es la de reducir

cualquier fricción entre los huesos permitiendo libre movilidad. Las bursas

están llenas de un fluido denominado líquido sinovial, y se encuentran

alrededor de casi todas las principales articulaciones del cuerpo; cuando

estas se inflaman, la afección se denomina bursitis. Las bursas pueden ser

extirpadas debido a una bursitis crónica o a una infección, pero suelen ser

enfermedades extremas y poco casuales.

El número de bursas en el cuerpo humano puede sobrepasar las mil; sin

embargo, la mayoría de éstas no son constantes. Algunas bursas, las

principales o permanentes suelen recibir su nombre de acuerdo a su

situación, como por ejemplo la subacromial o subdeltoidea.

A continuación se puede apreciar como son elementos muy presentes en

las articulaciones.

Ilustración 37. Distribución de las bursas en articulaciones. www.elsevier.es.

07/07/2014.

Sobre su comportamiento mecánico, hay que destacar que nuevamente,

se trata de un elemento viscoelástico. Su elasticidad es altísima ya que

actúan como amortiguadores o almohadillas entre distintos elementos de

la anatomía cuya rigidez es mayor.




INVERSA DE HOMBRO

3.1.1.2. Materiales empleados en la prótesis de homb ro.

Por otro lado, y como principal objeto de estudio, se tienen los materiales

empleados en la prótesis, los cuales engloban desde los materiales

implantables hasta todos los que intervienen en el proceso de operación e

implantación de la prótesis como son el cemento óseo o los ciclos de

esterilización.

3.1.1.2.1. Materiales protésicos.

Para afinar el estudio de los materiales que van a conformar la prótesis, en

primer lugar se va a hacer una valoración, necesaria, de todos los

elementos que se consideran biocompatibles y por lo tanto implantables en

la actualidad. Posteriormente se expondrán cuáles han sido los

compuestos elegidos.

3.1.1.2.1.1. Materiales implantables.

A pesar de que históricamente los materiales protésicos más utilizados han

sido los metales, actualmente su aplicación es muy restringida. La principal

razón es la corrosión, ya que el cuerpo humano reacciona fuertemente

contra cualquier material implantado. La corrosión genera un doble filo

constituido por un lado por la pérdida de eficacia del material, y por otro,

con la emisión de los productos de la corrosión a los tejidos orgánicos

adyacentes.

En detrimento del uso del metal en componentes implantables, el uso de

materiales cerámicos se está extendiendo en el sector de la cirugía

protésica, ya que son materiales que ofrecen un gran abanico de

posibilidades en función del grado de interacción o absorción con el tejido

orgánico. Es posible diferenciar tres tipos: cerámicas inertes, bioactivas y

reabsorbibles.

De la mano de las nuevas tecnologías de impresión en 3D, los materiales

polimérico están constituyéndose como principal material del futuro médico,




INVERSA DE HOMBRO

ya que permiten una infinidad de posibilidades que ningún otro material

ofrece hasta el momento. El principal problema que plantean es la

delicadeza dl material frente al tejido humano, e incluso frente a la

esterilización.

Y por último, en la línea de los materiales poliméricos, se alzan los

materiales compuestos, materiales sintéticos, o composites. Cuya

importación proviene de los sectores más exigentes de la ingeniería, ya que

permiten formar estructuras muy resistentes a la par que livianas.

Con el fin de enumerar lo expuesto hasta el momento, y de ampliar la

información con ejemplos de cada tipo de material, se desarrolla el

siguiente esquema.

Gráfica 8. Tipos de materiales implantables. PFC R0981: Prótesis de

hombro. 07/07/2014.




INVERSA DE HOMBRO

3.1.1.2.1.2. Materiales empleados.

Los materiales empleados en el diseño del prototipo han sido tres:

- Cemento óseo.

- Titanio.

- Polietileno de ultra alto peso molecular.

- Hidroxiapatita.

3.1.1.2.1.2.1. Cemento óseo: Osteobond.

Los cementos óseos son materiales poliméricos tolerados por el cuerpo

humano, prueba de ello es que han estado en el mercado por casi 40 años.

Estos, además de tener como finalidad la fijación de prótesis metálicas

deben transferir cargas mecánicas de la prótesis al hueso y funcionar como

un amortiguador mecánico entre éstos. Convencionalmente, los cementos

óseos son elaborados con poli metil metacrilato, PMMA, como componente

sólido y metil metacrilato como componente líquido. El componente sólido

también contiene peróxido de benzoílo, agente de contraste para rayos X y

antibiótico. En la fase líquida se encuentra un activador, N,N dimetil p-

toluidina, aunque también pueden estar presentes inhibidores y colorantes.

El componente sólido de la formulación se mezcla con la fase líquida en

una razón de 2, polimerizando in situ durante el procedimiento quirúrgico.

Algunas de las ventajas que ofrece el uso de cementos óseos son su no

biodegradabilidad, un tiempo de curado rápido, fijación del implante en

menos de 30 minutos y facilidad de remoción para una posible revisión

posterior. Sin embargo, presentan un alto calor de polimerización, alta

contractibilidad y monómero residual. Un problema más asociado a las

artroplastías de cadera y hombro es el aflojamiento aséptico, debido entre

otros factores, a propiedades mecánicas inadecuadas de los cementos

óseos.




INVERSA DE HOMBRO

Para el estudio del prototipo del presente Proyecto, se ha escogido un

cemento de la marca Zimmer cuya denominación es Osteobond.A

continuación su referencia médica y sus propiedades mecánicas:

Tabla 10. Contacto de la empresa Zimmer. www.zimmer.com. 07/07/2014.

Tabla 11. Propiedades mecánicas del cemento óseo Osteobond.

www.zimmer.com. 07/07/2014.

3.1.1.2.1.2.2. Titanio: Ti6Al4V.

El titanio y sus aleaciones son de interés particular para las aplicaciones

biomédicas debido a su excepcional biocompatibilidad y resistencia a la

corrosión. Su resistencia a la corrosión, provista por una capa pasiva

adherente de óxido de titanio (TiO2), que excede significativamente las del

acero inoxidable y de las aleaciones de cobalto. La corrosión uniforme en

soluciones salinas es extremadamente limitada y la resistencia a la

corrosión al picado, la intergranular y la de rendija son excelentes.

Además, las superficies de óxido de titanio y sus aleaciones, son bien

toleradas en contacto con el hueso, volviéndose óseo integradas con poca

evidencia de la formación de una capa fibrosa entre el hueso y el implante.

Se conoce como Ti6Al4V a la aleación de titanio más utilizada, tanto en

aplicaciones biomédicas como industriales. La aleación contiene aluminio

y vanadio, según la composición: Ti6Al4V. El aluminio incrementa la

temperatura de la transformación entre las fases alfa y beta. El vanadio




INVERSA DE HOMBRO

disminuye esa temperatura. La aleación puede ser bien soldada. Tiene alta

tenacidad.

El Ti6Al4V puede ser mecanizado a forma de acomodar las superficies

irregulares de los huesos, como en el caso de placas para los huesos

fracturados, cuando se utiliza para fabricar prótesis óseas o dentales.

Se trata de una aleación alfa-beta. Esta aleación se produce en diferentes

grados, siendo los más usados los de grado: 5, 23 y 29. La variedad de

grados está relacionada con la cantidad de oxígeno que tiene cada una de

ellas y esto hace variar las propiedades mecánicas de la aleación.

A continuación se detallan las propiedades del Ti6Al4V, clasificadas en

composición química y propiedades físicas y mecánicas:

- Composición química:

- -Propiedades físicas:

Tabla 12. Propiedades físicas del Ti6Al4V. spanish.chtitanium.com.

07/07/2014.

Parámetro Valor

Densidad (kg/m3) 4620

Pto. De fusión (ºC) 1649

Calor específico (J/kg.cm) 560

Resistencia eléctrica (ohm.cm) 170

Conductividad térmica (W/m.K) 7,2

Coef. Dilatación térmica 8,60E-06


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- Propiedades mecánicas:

Tabla 13. Propiedades mecánicas del Ti6Al4V. spanish.chtitanium.com.

07/07/2014.

Dentro de sus propiedades mecánicas, se hará necesario conocer la curva

S-N para estudiar el Ti6Al4V a fatiga (se empleará de referencia el nitrurado

por tomar el término medio al no aparecer el forjado), esta gráfica se

muestra a continuación:

Gráfica 9. Gráficas S-N Ti6Al4V. spanish.chtitanium.com. 07/07/2014.

Parámetro Valor

Resistencia a la tracción (Mpa) 9,30E+08

Módulo elástico (Mpa) 8,60E+10

Coeficiente de Poisson 0,36

Dureza rockwell C36

Estricción 25%

Ductilidad 10%


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3.1.1.2.1.2.3. Polietileno de ultra peso molecular.

Este miembro de la familia del polietileno tiene muchas aplicaciones en

varios sectores. Es el miembro más pesado de esta familia, y sus

propiedades lo colocan entre los plásticos de ingeniería. El UHMWPE se

fabrica empleando la polimerización catalizada por metalocenos.

Su uso comienza a popularizarse gracias a una aplicación que podemos

ver muy fácilmente: las tablas para picar que encontramos en tiendas

departamentales, de color blanco. De hecho su presentación comercial es

en forma de tablas, bloques, barras, tubos huecos y perfiles, ya que este

plástico tiene tan alto peso molecular que la maquinaria convencional para

procesamiento de termoplásticos, como las extrusoras e inyectoras, no

pueden procesarlo, y el polvo blanco que se obtiene de los reactores se

procesa por compresión o por un proceso especial llamado extrusión RAM.

Este plástico conserva su buen desempeño aún a bajas temperaturas y sus

resistencias química y mecánica son superiores. Y como todos los

miembros de la familia, no absorbe humedad, se puede utilizar en la

industria alimentaria y su aspecto ceroso proporciona excelente lubricidad.

Las propiedades que más se han explotado en este plástico son su

excelente resistencia al impacto y al desgaste por abrasión. Por eso es el

preferido cuando se trata de fabricar piezas maquinadas como engranes,

husillos de transporte, juntas, y todo tipo de piezas mecánicas que

necesiten excelente resistencia al desgaste por abrasión y que deban estar

en ambientes húmedos; ya que su competencia directa, las poliamidas, que

tienen el inconveniente de ser grandes absorbedores de agua. Quizá sean

estas aplicaciones netamente industriales las que mantienen al UHMWPE

un poco desconocido para la mayoría de la gente. Las maquinarias para

procesamiento de alimentos están dejando al acero inoxidable y usando los

mismos elementos, pero de UHMWPE autolubricado, totalmente atóxico,

que no absorbe humedad, resistente mecánicamente, más ligero y fácil de

maquinar. Otra aplicación importante está en el campo de las prótesis


INVERSA DE HOMBRO



(como las de rodilla o cadera). Tradicionalmente para esto se utilizaban

piezas de platino u otros materiales, pero el problema era que el paciente

no recuperaba ni siquiera un mínimo de movilidad en estas partes del

cuerpo, pues una pieza de platino no podía rotar sobre un hueso, y así

quedaba condenado a una silla de ruedas o a usar muletas o bastones, ni

hablar de su vida deportiva. El UHMWPE puede entrecruzarse y hacerse

mucho más resistente, y fabricar prácticamente cualquier forma caprichosa,

pues la cabeza del fémur o la rótula de estos pacientes se puede fabricar a

su medida anatómica, brindando al paciente una nueva oportunidad de

poder recuperar movilidad, e incluso se han reportado casos en los que el

paciente puede volver a practicar deporte (no a nivel profesional). A casi

ocho años de estos primeros implantes, no se han reportado rechazos ni

problemas secundarios derivados del uso de este plástico, por lo tanto se

escoge para ser utilizado en el diseño del prototipo del presente Proyecto.

De cara a la simulación, las propiedades mecánicas del polietileno de ultra

peso molecular son las siguientes:

Tabla 14. Propiedades mecánicas UHMWPE. Traid Vil larroya. 07/07/2014.



E (Pa) Módulo elástico o de Young 6 e+7

μ Coeficiente de Poisson. 0,46

σet (Pa) Límite elástico a tracción 2 e+7

σec (Pa) Límite elástico a compresión 1,8 e+7


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3.1.1.2.1.2.4. Hidroxiapatita

La hidroxiapatita, Ca10(PO4)6(OH)2, es un fosfato de calcio ampliamente

utilizado en cirugía del tejido óseo, debido a la similitud de este compuesto,

con el componente principal de la fase inorgánica de los tejidos duros y su

naturaleza bioactiva, lo cual permite una unión química directa entre el

hueso y este biomaterial. Los materiales densos de hidroxiapatita

sinterizada tienen gran aplicación en casos de sustitución y/o reparación de

defectos óseos en cirugía dental y ortopédica. Sin embargo, la

hidroxiapatita es quebradiza y relativamente débil comparada con los

implantes tradicionales tales como metales, aleaciones y cerámicos de alta

resistencia.

Las propiedades mecánicas de la hidroxiapatita no son suficientes para que

ésta sea utilizada como implante en situaciones de carga, como en el caso

de huesos y dientes artificiales. Por lo tanto, la aplicación de este material

se ha destinado principalmente a recubrir a otros materiales con

propiedades mecánicas más resistentes.

Una solución para resolver este problema es combinarla con una fase de

refuerzo adecuada, para producir compósitos que permitan obtener

materiales con propiedades mecánicas óptimas sin detrimento de su

biocompatibilidad, superando con ello sus limitaciones mecánicas. Por lo

tanto, el compósito ideal deberá ser biológica y mecánicamente compatible

con estos tejidos duros del organismo. La wollastonita CaSiO3, ha sido

utilizada como biomaterial en huesos artificiales y raíces dentales debido a

su buena bioactividad y biocompatibilidad. También se ha utilizado como

fase de refuerzo para fabricar biocompósitos con propiedades mecánicas

más eficientes.

Las propiedades mecánicas como tal de la hidroxipatita no se especifican

porque no se ha incluido en la simulación, dada su nula influencia

estructural. E


INVERSA DE HOMBRO



3.1.1.3. Ciclo de esterilización.

Los implantes deben someterse a la esterilización antes de ser introducidos

en el cuerpo humano, de esta forma se pueden evitar grandes problemas

causados por las infecciones si estos no fuesen esterilizados. Tanto los

microorganismos patógenos como los que normalmente no invaden el

tejido sano, son capaces de provocar una infección si se introducen

mecánicamente en el organismo.

Un producto estéril es el que se ha sometido a un proceso de esterilización

para liberarlo de todos los microorganismos vivos, incluidas las esporas.

Consideramos que un material es estéril cuando la probabilidad de

supervivencia de cualquier microorganismo en el mismo es inferior a una

entre un millón.

Mientras se mantenga la esterilidad, este proceso convierte a los objetos

en seguros para el contacto con tejido no íntegro y con el sistema

cardiovascular, sin transmitir ninguna infección. El proceso de esterilización

debe aportar el máximo nivel de garantía de que un producto esté libre de

microorganismos viables conocidos patógenos o no patógenos, incluidas

las esporas.

Las esporas bacterianas son los organismos vivos más resistentes gracias

a su capacidad para resistir los agentes destructores externos. A pesar de

que el procedimiento físico o químico que permite destruir los

microorganismos patógenos y no patógenos no es absoluto, se consideran

estériles cuando se han cumplido todos los parámetros del proceso de

esterilización.

3.1.1.3.1. Parámetros de esterilización.

La fiabilidad de los métodos de esterilización se basa en dos tipos de

parámetros: parámetros relacionados con el producto y parámetros

relacionados con el proceso.


INVERSA DE HOMBRO



- Parámetros referentes al producto:

• Biocarga: el grado de contaminación conmicroorganismos y

residuos orgánicos.

• Biorresistencia: factores tales como sensibilidad y estabilidad del

producto al calor y/o la humedad.

• Bioestado: la fase nutritiva, física y/o reproductiva de los

microorganismos.

• Biopantalla: características de los materiales de envasado.

• Densidad: factores que afectan a la penetración y evacuación del

agente.

- Parámetros referentes al proceso.

• Temperatura.

• Humedad, condensación e hidratación.

• Tiempo.

• Pureza del producto y del aire, y efecto residual o residuos.

• Saturación y penetración

• Capacidad del esterilizador y posición de los objetos dentro de la

cámara.

3.1.1.3.2. Proceso de esterilización.

La esterilización no debe entenderse como sólo una acción, sino como un

proceso donde cada una de sus etapas es importante y va a influir en los

resultados. Estas etapas deben ser supervisadas y evaluadas para

garantizar el producto.

Para conseguir material estéril, se requiere una serie de procedimientos

independientes que son:

- Lavado/descontaminación,

- Inspección

- Preparación/empaque

- Exposición al método de esterilización,


INVERSA DE HOMBRO



- Almacenamiento y entrega.

Cada uno de estos procedimientos tiene importancia en el resultado, y si

existen fallas en cualquiera de ellos, el material no puede considerarse

estéril aun cuando haya sido sometido al proceso completo.

El proceso referente a la exposición al método de esterilización, incluye a

su vez el ciclo del proceso, que consta de las siguientes etapas:

- Calentamiento y/o penetración del agente.

- Tiempo de destrucción (es decir, contacto con el agente).

- Factor de seguridad debido a la biocarga.

- Evacuación o disipación del agente.

3.1.1.3.3. Métodos de esterilización.

La esterilización fiable depende del contacto del producto esterilizante con

todas las superficies del objeto a esterilizar. La selección del agente

utilizado para conseguir la esterilidad depende principalmente de la

naturaleza del objeto a esterilizar. El tiempo necesario para matar las

esporas con el equipo disponible se convierte en un factor crítico. Los

procesos de esterilización pueden ser físicos o químicos.

A continuación se expone un esquema en el que se resumen los métodos

y agentes más empleados.


INVERSA DE HOMBRO



Tabla 15. Resumen de procesos de estir il ización. Elaboración propia.

07/07/2014.


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3.1.2. Estudio anatómico del hombro.

Al involucrar el cuerpo humano en el Proyecto, se hace indispensable un

apartado del anexo que trate de forma más o menos profunda la anatomía

del área anatómica referente al hombro. Incluyendo el estudio y

enumeración de todos los componentes que en esta articulación

intervienen, así como el estudio del complejo articular del hombro.

3.1.2.1. Componentes de la articulación del hombro.

Como en cualquier articulación de la anatomía humana, intervienen gran

cantidad de componentes que no es posible estudiar convenientemente sin

clasificarlos según su naturaleza; huesos, músculos, ligamentos y cápsula

articular, tendones, cartílagos y bolsas sinoviales, destacados como los

más importantes.

3.1.2.1.1. Esqueleto del hombro.

La estructura ósea del hombro, incluyendo la cintura escapular como parte

del esqueleto, puede resultar muy sencilla a simple vista, pero cabe

destacar que se trata de una articulación compleja en la que cada hueso

debe ser estudiado por separado para conocer su ubicación, geometría,

partes, denominaciones y funciones.

Los huesos que constituyen el esqueleto del hombro son tres: clavícula,

omóplato o escápula y húmero.

3.1.2.1.1.1. Clavícula.

La clavícula pertenece al cuarto grupo de los miembros superiores y forma

parte de la cintura escapular, está situado en la parte anterosuperior del

tórax. Es un hueso par en forma de “S” alargada y que discurre

transversalmente entre el manubrio del esternón y el omóplato, siguiendo

una dirección oblicua lateral y posterior.


INVERSA DE HOMBRO



Aunque su aspecto es característico de un hueso largo, en realidad su

estructura es más próxima a la de un hueso plano, puesto que carece de

epífisis y de diáfisis. También carece un canal medular al uso.

En cuanto a su geometría, se distinguen:

- Bordes anterior y posterior.

- Caras superior e inferior.

- Extremos acromial y esternal.

La cara superior sirve de anclaje interior para el fascículo clavicular del

esternocleidomastoideo, y exterior para el deltoides y el trapecio. En

cambio, la cara inferior lo es para el músculo subclavio y el pectoral mayor,

es esta última, también se encuentran el agujero nutricio y las

tuberosidades coroideas y costal para los ligamentos coraco y costo

clavicular.

El externo esternal, se inserta al esternón en una carilla articular que se

articula con la escotadura clavicular del esternón. El extremo acromial,

termina en una carilla que se articula con el acromión.


INVERSA DE HOMBRO



Ilustración 38. Hueso, clavícula derecha; vista superior e inferior.

www.elsevier.com. 07/07/2014.

3.1.2.1.1.2. Escápula u omóplato.

La escápula u omóplato, pertenece junto a la clavícula al cuarto grupo de

los miembros superiores y forma parte de la cintura escapular, está situado

en la parte dorso-lateral del tórax, concretamente entre la segunda y la

séptima costilla. Se trata de un hueso grande, de forma triangular y plano,

conecta con el húmero y con la clavícula. Es fino en la zona superior e

inferior a la espina, y más grueso en los bordes y zonas de contacto.

En su geometría distinguimos:

- Caras costal o anterior, y dorsal o posterior.

- Bordes cervical, espinal y axilar.

- Ángulos superior, interno, inferior y externo o lateral.

La cara costal se encuentra en el tórax, del que se separa mediante el

serrato mayor. Es de forma cóncava en casi su totalidad, concavidad que

se denomina fosa subescapular. En esta zona se insertan las láminas

tendinosas del músculo subescapular. En la zona lateral, se puede


INVERSA DE HOMBRO



comprobar un saliente alargado que recibe el nombre de pilar de la

escápula. Longitudinalmente al borde medial se asienta el serrato mayor.

La cara dorsal, por su parte, es convexa y se divide por la espina escapular

en la fosa supraespinosa y la infraespinosa. Medialmente y hasta el borde,

discurre la espina formando una pequeña superficie triangular.

Lateralmente, se eleva y espesa cada vez más, hasta quedar

completamente separada del hueso y estilizando un amplio saliente con

forma de paleta que recibe el nombre de acromion. El acromion consta de

una cara superior llena de forámenes nutricios y una cara inferior cóncava.

Así mismo, en él se distinguen un borde medial, delgado y que presenta la

carilla articular para la clavícula, y un borde lateral, espeso y rugoso que

funciona como anclaje del deltoides. Retomando la espina de la escápula,

se diferencia como ésta se va aplanando en sentido descendente,

presentando las dos fosas anteriormente mencionadas. La fosa

infraespinosa se divide nuevamente por la cresta que sigue su borde lateral,

la zona medial sirve para la inserción del músculo infraespinoso, y la lateral

para la inserción de los redondos mayor y menor, que se encuentran

separados por una cresta oblicua. La fosa supraespinosa, es lisa y sirve de

inserción para el músculo supraespinoso. Por último, dentro de la cara

dorsal, el borde superior de la espina sirve de anclaje para dos de los

músculos más potentes de la articulación: el trapecio y el deltoides, en los

labios superior e inferior, respectivamente.

El borde cervical, corto, delgado y afilado, no está unido directamente con

la apófisis coracoides debido a la escotadura escapular, en la cual discurre

el nervio supraescapular. Esta escotadura está cerrada parcial o totalmente

por el ligamento coracoideo. En la zona medial de la escotadura se aloja el

músculo omohioideo. El borde espinal, siendo el más largo de los tres,

discurre paralelo a las apófisis espinosas de las vértebras torácicas, en su

zona superior se inserta el romboides menor, y en la parte inferior el

romboides menor. El borde axilar consiste en una cresta delgada de tacto


INVERSA DE HOMBRO



rugoso que en su parte inferior sirve de anclaje para el tendón de la cabeza

larga del tríceps braquial.

El ángulo superior resulta de la unión de los bordes superior y medial. El

ángulo medial, se ubica en la zona más medial o interna de la escápula. El

ángulo inferior, se sitúa en la unión de los bordes medial y lateral, y resulta

un objeto de estudio especialmente interesante ya que en el convergen los

músculos infraespinoso, romboides mayor y el fascículo inferior del serrato

anterior. Además, este ángulo abarca amplias rotaciones cuando se

abduce el brazo, constituyendo pues uno de los puntos más importantes

para el estudio de la escápula desde el punto de vista biomecánico.

También importante es el ángulo externo o lateral, el cual resulta de la unión

de los bordes medial y superior, y presenta dos formaciones de gran

importancia: la apófisis coracoides y la cavidad glenoidea o glenoide.

La apófisis coracoides es la formación que se encuentra entre la cavidad

glenoidea y la escotadura de la escápula. Es abultada y amplia, y discurre

de forma oblicua hacia arriba y adelante, afinándose después al desviarse

lateralmente y hacia abajo. En su extremo superior se anclan los músculos

pectoral menor, bíceps braquial y coracobraquial. En la cara superior, se

alojan los ligamentos coracoclaviculares. Y en los bordes lateral y medial

se insertan el ligamento coracoacromial y el músculo pectoral menor

respectivamente.

La cavidad glenoidea, es de forma ovalada y se trata de la superficie

articular de la escápula de la aticulación glenohumeral. Al tener una

concavidad limitada, es decir, que no proporciona la superficie ósea

suficiente para que la articulación sea estable, se encuentra abrazada por

el denominado rodete glenoideo o labrum compuesto por tejido

fibrocartilaginoso. Se encuentra unida al cuerpo de la escápula por el cuello

de ésta. En la zona superior-lateral de la cavidad se ancla el borde medial

del músculo pectoral menor.


INVERSA DE HOMBRO



Ilustración 39. Hueso, escápula izquierda; vista anterior, posterior y lateral.



INVERSA DE HOMBRO



3.1.2.1.1.3. Húmero.

El húmero es el hueso más largo del tren superior en el ser humano, y forma

parte del esqueleto apendicular superior, estando ubicado en el brazo. Es

un hueso largo muy característico, se articula en ambos extremos, en la

parte superior con la escápula, dando lugar a la articulación del hombro o

glenohumeral, y en la parte inferior con el cúbito y el radio, dando lugar a la

articulación del codo o humerodarioulnar.

Para describir la estructura del húmero, se presentan tres partes: la epífisis

proximal, la diáfasis y la epífisis distal. En el caso del húmero, no se habla

de geometría como en el caso de la clavícula y la escápula, ya que al

tratarse de un hueso no plano, no es conveniente estudiarlo por caras,

bordes o ángulos.

Dentro de la epífisis proximal, se distinguen las siguientes partes:

- Cabeza del húmero.

- Cuellos anatómico y quirúrgico.

- Tubérculos mayor y menor.

- Surco intertubercular.

La cabeza del húmero es de cabeza semiesférica y se encaja en la cavidad

glenoidea de la escápula para dar lugar a la articulación glenohumeral.

Destaca por ser una superficie muy redondeada y lisa, propio de un

componente puramente articular. En ella también destacan el troquín y el

troquiter, que son dos tuberosidades importantes de la epífisis del húmero,

en ellos se insertan el músculo subescapular y los músculos subespinoso,

redondo menor y supraespinoso, respectivamente.

El cuello anatómico consiste en una línea oblicua que rodea la cabeza del

úmeroy que se sitúa sobre los tubérculos mayor y menor. En cambio, el

cuello quirúrgico es la parte estrecha distal a los tubérculos mayor y menor

que sirve de anclaje y punto de apoyo para algunos músculos

escapulohumerales.


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Los tubérculos sirven como puntos de inserción de músculos. El mayor, con

una disposición lateral-posterior, sirve de anclaje para el músculo

supraespinoso en su impresión mayor, para el músculo intraespinoso en la

media, y para el músculo redondo menor en la menor. En la cresta del

tubérculo mayor, o cresta subtroquiteriana, se inserta el pectoral mayor. En

el caso del tubérculo menor, la disposición es anterior y por lo tanto sirve

para la inserción del músculo subescapular. En la cresta del tubérculo

menor, o cresta subtroquiniana, se insertan los músculos redondo mayor y

dorsal ancho.

El surco intertubercular, como su propio nombre indica es un área que

queda rodeada por ambos tubérculos, y sirve de pasillo para el tendón de

la cabeza larga del músculo del bíceps braquial.

En cuanto a la diáfasis, consta de:

- Cuerpo del húmero.

- Surco para el nervio radial.

- Bordes medial y lateral.

El cuerpo del húmero está situado en el centro del hueso, entre las dos

epífisis. En el se distinguen tres caras: una anteromedial, otra anterolateral

y una posterior. Cuya combinación conforma los bordes medial y lateral.

El surco para el nervio radial es una corredera con dirección lateral-inferior

que permite el paso del nervio radial y la arterial braquial profunda.

El borde medial, conformado por las caras anteromedial y posterior,

contiene la cresta supracondílea medial en su parte distal. El borde lateral

por su parte, está conformado por las caras anteromedial y anterolateral, y

presenta la cresta supracondílea lateral en su parte distal, y la tuberosidad

deltoidea que sirve de inserción para el músculo deltoides.


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Y por último, la epífisis distal, compuesta por:

- Cóndillo humeral.

- Capítulo.

- Tróclea.

- Fosas coronoidea, olecraneana y radial.

- Epicóndilos medial y lateral.

Todos los componentes de la epífisis distal quedan perfectamente

ilustrados y descritos con la ilustración.

Ilustración 40. Hueso, húmero derecho; vista anterior, posterior y superior.


3.1.2.1.2. Musculatura.

El entramado muscular del hombro, es un compendio de tiras musculares

que envuelven la articulación contra el tronco, como principal elemento de


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la musculatura de esta articulación cabe destacar la figura del manguito de

los rotadores. Este elemento no hace referencia a un solo músculo, sino al

conjunto de estos con la función específica de aumentar la estabilidad

articular del hombro.

De forma general, los músculos que componen la musculatura del hombro

son los siguientes:

- Redondo mayor.

- Redondo menor.

- Infraespinoso.

- Supraespinoso.

- Romboides mayor.

- Romboides menor.

- Elevador de la escápula.

- Trapecio.

- Dorsal ancho.

- Subescapular.

- Bíceps braquial (2 porciones).

- Coracobraquial.

- Serrato anterior.

- Pectoral menor.

- Pectoral mayor.

- Deltoides.

- Subclavio.

- Angular del omóplato.


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3.1.2.1.2.1. Músculos que intervienen en la articulación del hombro.

A continuación, se describirá la posición y función concreta de cada uno de

los músculos anteriormente enumerados.

3.1.2.1.2.1.1. Redondo mayor.

Se trata de un músculo cubierto por otras masas musculares (dorsal ancho

y tríceps), y que recibe su nombre por la redondez de su parte visible. Se

encarga de los movimientos de aducción, rotación interna y extensión.

Su origen se encuentra en la parte inferior del borde axilar de la escápula,

en su parte inferior. Y se inserta en la cresta subtroquineana.

Ilustración 41. Músculo redondo mayor; vista anterior y posterior.


3.1.2.1.2.1.2. Redondo menor.

Al igual que el redondo mayor, el redondo menor recibe su nombre por la

redondez de su parte visible. En elresto de su elongación se encuentra

tapado por el deltoides. Es de aspecto acintado y curvo, y se encarga de la

rotación externa y la aducción.

Su origen se encuentra en el borde axilar superior de la escápula, en la

denominada como fosa infraespinosa. Y se inserta en el troquiter.


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Ilustración 42. Músculo redondo menor; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.3. Infraespinoso.

El infraespinoso es un músculo superficial que se encuentra comprimido

contra la escápula por una fuerte fascia. Lo cual coarta en parte su

explosividad motriz a cambio de una mayor tensión. Se encarga casi

exclusivamente de la rotación externa, ya que es coaptador y su capacidad

de abducción es reducida.

Su origen se halla en la fosa infraespinosa de la escápula, y se inserta en

la cara posterior externa del troquíter, detrás del músculo supraespinoso.

Ilustración 43. Músculo infraespinoso; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.


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3.1.2.1.2.1.4. Supraespinoso.

El supraespinoso es un músculo de tipo piramidal. Está cubierto por el

trapecio, y ya de por sí es un músculo profundo, por lo que es de difícil

acceso. Para evitar el pinzamiento de su tendón con el acromion, interviene

la bolsa subdeltoidea alojada en la parte superior de este tendón. Su

principal función es la de realizar la abducción de la extremidad ante cargas

livianas y de poca explosividad, ya que su abanico de funcionamiento va

desde los 0º a los 30º.

Se origina en la fosa supraespinosa de la escápula, y se inserta en la parte

superior del troquiter.

Ilustración 44. Músculo supraespinoso; vista posterior. www.elsevier.com.

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3.1.2.1.2.1.5. Romboides mayor.

El romboides mayor es un músculo superficial que discurre por debajo del

trapecio en cuanto a profundidad, y debajo del romboides menor. Como su

nombre indica, tiene forma de romboide, y se encarga de mantener la

escápula rigida, y fija a la pared torácica. En cuanto a movimiento, se trata

de un músculo aductor y rotador-elevador de la escápula.

Su origen se encuentra en la apófisis espinosas delas vértebras torácicas

T2 a T5. Y se inserta en el borde medial de la escápula.


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Ilustración 45. Músculo romboides mayor; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.6. Romboides menor.

El romboides menor es un músculo superficial que al igual que el romboides

mayor, discurre por debajo del trapecio en cuanto a profundidad,

situándose justo encima de este último. Tiene también forma de romboide

aunque notablemente más fino en comparación, nuevamente, con el

romboides mayor. Se encarga de mantener la escápula rigida, y fija a la

pared torácica. Y se trata de un músculo aductor y rotador-elevador de la

escápula.

Su origen se encuentra la parte inferior del ligamento nucal y de las apófisis

espinosas de las vértebras C7 a T1. Se inserta en el borde medial de la

escápula, superior a la inserción del músculo mayo romboidal.

Ilustración 46. Músculo romboides menor; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.


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3.1.2.1.2.1.7. Elevador de la escápula.

El elevador de la escápula es un músculo par de forma triangular que se

encuentra en la parte inferior de la nuca. Se encarga de elevar y aducir la

escápula en casi la totalidad de su posible recorrido, también inclina la

cavidad glenoidea inferior al girar la escápula.

Se origina en las apófisis transversas de las vértebras C1 a C4, y s inserción

se encuentra en la parte superior del borde medial de la escápula.

Ilustración 47. Músculo elevador de la escápula; vista posterior.


3.1.2.1.2.1.8. Trapecio.

El trapecio es un músculo par de carácter cráneo zonal, que mantiene esa

denominación aunque sea en el cráneo donde precisamente tiene menor

grado de fijación. Es de tipo superficial y de gran extensión, ya que abarca

la parte central de la columna vertebral. El nombre proviene de la forma de

trapecio que mantienen los dos músculos trapecios juntos, que a nivel

individual son triangulares.

Sus funciones y distribuciones son varias, dependiendo de las fibras que

se estudien, ya que al ser un músculo tan extenso no es posible estudiarlo

de forma general. Estas fibras son las superiores, las medias y las

inferiores.


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Las fibras superiores, se originan desde la espina del occipital a las apófisis

espinosas de la vértebra cervical C7, y se insertan en el tercio externo del

borde superior de la clavícula. Se encargan de la elevación y rotación del

omóplato, traccionando la clavícula y aduciendo el omóplato.

Las fibras medias se originan en las apófisis espinosas de la vértebra

cervical C7 a la dorsal o torácica T3, se insertan en el acromion. Su principal

función motriz es la aducción.

Las fibras inferiores van desde las apófisis espinosas de las vértebras

dorsales T4 a la T12, hasta el borde superior de la espina del omóplato.

Permiten la rotación del omóplato, orientando hacia arriba la cavidad

glenoidea.

Ilustración 48. Músculo trapecio derecho; vista posterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.9. Dorsal ancho.

El músculo dorsal es es un músculo par y ancho que destaca en el tronco

como el más grande, ancho y fuerte. Se localiza en la espalda, en la zona

posterior al brazo, del cual, contribuye a las funciones motrices de

aducción, extensión y rotación interna.


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Su origen se ubica de manera lineal abarcando todas las apófisis espinosas

de las vértebras dorsales T7 a la cresta del sacro. Y se inserta, en su

totalidad, en el tendón espinal de la zona infratroquineana y en el canal

bicipital del húmero.

Ilustración 49. Músculo dorsal ancho derecho; vista posterior.


3.1.2.1.2.1.10. Subescapular.

El subescapular es un músculo multipenniforme que se integra en la parte

anterior de la escápula, de ahí su denominación, formando parte de la

pared posterior de la axila. Se sitúa contiguo a los músculos redondo mayor

y menor, y sobre el músculo serrato mayor. Se encarga de ligeros

movimientos de aducción si se parte de una ligera abducción, así como de

la rotación interna y la coadaptación de la extremidad.

Su origen está en la cara costal, en concreto en la fosa subescapular de la

escápula. Se inserta en la parte anterior y media del troquín.


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Ilustración 50. Músculo subescapular; vista anterior. www.elsevier.com.

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3.1.2.1.2.1.11. Bíceps braquial.

El músculo bíceps braquial se sitúa junto al músculo coracobraquial, y

aunque topográficamente pertenece a la articulación del codo,

funcionalmente resulta un músculo de vital importancia en la articulación

escapulohueral. Se compone en su parte superior de dos porciones o

cabezas, las cuales presentan funciones diferentes.

La porción larga, siendo la más externa, se origina en el omóplato,

concretamente en el tubérculo supraglenoideo. Es pasante por el canal

intertroquiteriano y se continúa con las fibras fusiformes. La porción más

corta, se origina en la apófisis coracoides, desciende en vertical y

directamente continúa con las fibras musculares. Ambas porciones se

juntan en el tercio inferior de la diáfasis, formando un tendón que va a

terminar expandiéndose por la aponeurosis superficial del antebrazo,

también se insertan en la tuberosidad bicipital del radio.

El bíceps braquial, tiene diferentes funciones que varían según la zona de

estudio. En el codo, cuando éste está fijo, actúa sobre la cintura escapular

por medio de la porción corta que es coaptadora, flexora y rotadora interna.

Y por medio de la cabeza larga, que en posición anatómica es luxante y en

posición de abducción es coaptante, pudiendo producir también rotación


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externa. En el antebrazo, produce supinación cuando está libre y flexión del

codo cuando el antebrazo está fijo.

Ilustración 51. Músculo bíceps braquial; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.12. Coracobraquial.

El coracobraquial es un músculo largo cuya funcionalidad es mayor en

movimientos rápidos que en movimientos que requiera fuerza física. No

resulta determinante en la biomecánica del hombro ya que no interviene en

los tres ejes de movimiento de la articulación escapulohumeral.

Principalmente es un músculo estabilizador, coaptador y restablecedor de

la posición anatómica.

Se origina en la apófisis coracoides del omóplato y se inserta en el tercio

medio inferior de la cara anterior de la diáfasis humeral.


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Ilustración 52. Músculo coracobraquial; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.13. Serrato anterior.

También conocido como serrato mayor, el serrato anterior es un músculo

situado en la cara lateral superior del tórax. Su nombre se debe a su

disposición en forma de dientes de sierra. Se le considera notablemente

poligástrico, ya que en está constituido por diez vientres musculares,

aunque a desde una perspectiva superficial sólo se perciben las ultimas

estriaciones, las inferiores.

Estos vientres musculares sustentan el punto sólido de la escápula, fijando

ese borde al tórax, independientemente de la posición adoptada. Aunque

en líneas generales el serrato anterior es un músculo que

fundamentalmente prepara el hombro para producir abducción, es

necesario estudiar las fibras de manera más exhaustiva.

Las fibras superiores hacen referencia a los dos primeros vientres, son

ascendentes y se fijan a la primera y la segunda cara anterolateral de las

costillas primera y segunda. Se encargan de la separación de la escápula

y de una ligera rotación interna y hacia arriba de la cavidad glenoidea.

Las fibras medias son los vientres tercero, cuarto y quinto, los cuales son

cuasi horizontales y se fijan las caras anterolaterales de las costillas


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tercera, cuarta y quinta, respectivamente. Estas fibras producen la

separación hacia debajo de la escápula.

Y las fibras inferiores, se refieren a los vientres del sexto al décimo, que

son descendentes y se fijan al igual que los anteriores en lascaras

anterolaterales de las costillas correspondientes. Estas fibras, que son las

más fuertes, se encargan de la separación y rotación de la escápula,

orientando la cavidad glenoidea hacia afuera.

Ilustración 53. Músculo serrato anterior; vista lateral. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.14. Pectoral menor.

El músculo pectoral menor es profundo, delgado, aplanado y triangular,

está situado debajo del músculo pectoral mayor el cual lo cubre casi en su

totalidad. Su principal función es la de traccionar para descender la apófisis

coracoide desde las costillas, aunque también permite abatir las escápula

hacia adelante y hacia atrás en un movimiento de vascularización.

Se asienta en la apófisis coracoide de la escápula, desde donde se abre en

abanico para insertarse en las caras anterolaterales de las costillas tercera,

cuarta y quinta.


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Ilustración 54. Músculo pectoral menor; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.15. Pectoral mayor.

El pectoral mayor es un músculo superficial y plano que se sitúa en la región

anterosuperior del tórax. Es grueso, resistente y ancho, que cubre al

pectoral menor y se separa del deltoides por un claro surco denominado

surco deltopectoral. Se distribuye de forma perpendicular al pectoral menor,

pero con una disposición similar, es decir, formando un abanico o triángulo.

Como es de esperar, tiene fibras con diferentes orientaciones por lo que

será necesario estudiarlas por porciones, aunque todas ellas se insertan en

la cresta subtroquiteriana de forma cruzada.

Las fibras superiores son de orientación descendente y corresponden a la

porción clavicular, se originan en la cara anterior de los dos tercios mediales

de la clavícula. Son fibras flexoras.

Las fibras medias son de orientación horizontal y corresponden a la porción

external, se originan en las articulaciones esternocostales desde la primera

a la sexta. Son aductoras y rotadoras internas.

Las fibras inferiores son ascendentes y corresponden a la porción

abdominal, se originan en los cartílagos costales séptimo, octavo y noveno,


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y continúan con las fascias de los músculos anchos abdominales. Su

función es extensora.

Ilustración 55. Músculo pectoral mayor; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.1.16. Deltoides.

El deltoides es el músculo más significativo y visual del hombro, su nombre

radica en el parecido que mantiene con la letra griega delta. Tiene forma

de semicono hueco que envuelve la articulación uniendo la diáfasis humeral

y la cintura escapular. Es un músculo largo y poligástrico de 7 vientres que

se contraen de forma aislada debido a su independiente innervación. Se

origina en tres partes bien diferenciadas: clavícula, acromio y la apófisis

espinosa del omóplato, que dan nombre a las tres porciones en que se

divide este músculo, las cuales se estudian independientemente ya que

mantienen diferentes funciones con respecto al hombro.

La porción clavicular está formada por dos o tres vientres musculares

separados nítidamente del pectoral mayor por el músculo deltopectoral. Se

origina en la cara anteroposterior del extremo externo de la clavícula. Esta

porción es flexora, ligeramente abductora y rotadora interna.


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La porción acromial está constituida por un solo vientre muscular, se sitúa

en el lateral del deltoides y se origina en el acromion. Su función es

puramente abductora.

La porción espinal, está formada por 4 vientres musculares que son los que

determinan las máximas funciones del deltoides. Se originan en toda la

espina de la escápula, excepto en su parte más central. Todas las fibras

espinales son extensoras, las superiores son abductoras y las medias e

inferiores aductoras y rotadoras externas.

Pero existe otro criterio; la concadenación, según el cual, conforme se

realice la abducción, las fibras de los dos tercios inferiores van ascendiendo

respecto al eje sagital, contrayéndose y convirtiéndose en abductoras. A

partir de los 90º, la mayoría de las fibras pasan por encima del eje sagital y

se contraen produciendo abducción.

En cuanto a la inserción del deltoides, todos los vientres musculares van a

confluir en la cara lateral del tercio medio del húmero. Disponiéndose

conforme a un tendón muy corto y fuerte.

Ilustración 56. Músculo deltoides; vista anterior. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.2.2. Manguito de los rotadores.

El manguito de los rotadores es el término anatómico que se le da al

conjunto de músculos y tendones cuya función específica es mantener la


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estabilidad del hombro. Se trata de un grupo anatómico de singular

importancia en la articulación del hombro ya que al ser la articulación con

mayor grado de libertad, también es la más inestable y dada a lesiones.

Hecho que anatómicamente radica en la desproporcionada diferencia de

superficie articular entre la cavidad glenoidea y la cabeza del húmero, que

sólo pone una cuarta parte de su superficie en juego.

Los músculos en cuestión son el supraespinoso, el infraespinoso, el

redondo menor y el subescapular, acompañados de sus tendones. Y se

encargan de conectar el omóplato con la cabeza del húmero, formando un

puño en la articulación. Su importancia radica en ampliar la superficie de

contacto para mantener la epífisis del húmero dentro de la cavidad

glenoidea del omóplato, evitando así la luxación de la cabeza humeral.

Además de la estabilización de la articulación, los músculos del manguito

rotador también tienen otras funciones importantes ya que al ser la base

del movimiento de la articulación del hombro, por extensión, lo son también

en la del codo y la de la mano. Junto con el músculo deltoides, realizan las

funciones motrices de abducción, rotación externa y rotación interna.

Si uno de los músculos del manguito rotador pierde movilidad, se ve

alterado el delicado equilibrio muscular de la articulación del hombro. Una

posible consecuencia es que se produzcan leves, pero importantes

cambios de posición de la cabeza del húmero en la articulación y, por lo

tanto, muchos movimientos no se puedan realizar de la manera

acostumbrada, generando pinzamientos, inestabilidad, tendinitis, etc.

La lesión del manguito rotador comienza en muchos casos por la afectación

del tendón del músculo supraespinoso: el tendón del supraespinoso. Al

igual que los tendones de los demás músculos del manguito rotador, éste

se extiende directamente sobre la cápsula articular en el espacio que hay

bajo el techo del hombro, el denominado espacio subacromial. Por lo tanto


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es de vital importancia que el manguito rotador funcione correctamente

para que la articulación también lo haga.

Ilustración 57. Descripción: manguito de los rotadores. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.3. Cápsula articular y ligamentos.

Los ligamentos de la articulación del hombro forman la denominada como

cápsula articular, o ligamento capsular, son los elementos de unión de los

huesos de la articulación del hombro.

La cápsula articular es un elemento fibroso que se inserta próxima a las

carillas articulares, aislando completamente la articulación. Este elemento

de unión está cubierto interiormente por la membrana sinovial, encargada

de la producción del líquido sinovial que llena la cavidad articular con el fin

de alimentar el cartílago, y de lubricar las superficies articulares para

mejorar la fricción durante las funciones motrices.


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La cápsula articular tiene forma de un manguito que rodea los extremos

óseos que constituyen la articulación, insertándose en ellos. Su grosor está

en relación con las solicitaciones mecánicas que recibe, y se refuerza y

aumenta en los puntos de mayor tracción donde se forman los ligamentos.

La función de la cápsula sigue la tendencia del manguito rotador, consiste

en estabilizar la articulación guiando el movimiento y evitando excesivos

desplazamientos.

Ilustración 58. Cápsula articular. www.elsevier.com. 07/07/2014.

De acuerdo con las funciones que desempeñan en el refuerzo de la cápsula

articular, los ligamentos se diferencian en elementos periféricos activos y

elementos periféricos pasivos.

Los elementos periféricos activos están representados por los tendones de

los músculos del manguito de los rotadores, es decir: supraespinoso,

infraespinoso, subescapular y redondo menor. Los tendones distales de

estos músculos, en su camino hacia sus respectivas inserciones, se

adhieren a la cápsula articular y juntamente con ésta son los principales

medios de sustentación de la articulación.

Los elementos periféricos pasivos son los ligamentos como tal, y en ellos

se destaca el ligamento glenohumeral como puesto por 3 estribaciones, y

el ligamento coracohumeral.


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Para reforzar la labor de la cápsula aparecen los ligamentos

acromioclavicular, coracoclavicular y coracoacromial.

Ilustración 59. Ligamentos de la articulación del hombro. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.3.1. Ligamento glenohumeral.

El ligamento glenohumeral aparece dividido en tres porciones: Superior,

media e inferior. A continuación se estudian por separado.

El ligamento glenohumeral superior: Es el ligamento más constante y el

más pequeño de los glenohumerales. Se inserta por fuera, en el borde

interno de la parte alta del canal bicipital del cuello anatómico del húmero.

Se dirige hacia arriba y adelante para terminar en la región supraglenoidea,

en la parte alta del reborde y sobre el borde superior del rodete glenoideo

de la escápula. No se le reconoce ningún papel en la estabilización anterior

del hombro.


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El ligamento glenohumeral medio: Se extiende desde la parte media del

reborde y del rodete glenoideo de la escápula hasta la tuberosidad menor

del húmero o troquín. Entre el ligamento superior y el medio se sitúa el

foramen de Weitbrecht, que comunica la bolsa subescapular con la cavidad

articular.

El ligamento glenohumeral inferior: Es el ligamento más largo, el más

grande y el más resistente de los ligamentos glenohumerales. En él se

vislumbran claramente dos partes; el fascículo superior y el receso axilar.

El fascículo superior tiene su punto de origen en la parte inferior de la

epífisis humeral, transcurriendo oblicuamente hacia arriba y adentro para

terminar insertándose en el borde inferior del rodete glenoideo y de la

superficie articular. Esta inserción escapular está situada ligeramente por

fuera de la del ligamento glenohumeral medio, con lo cual es el más

superficial y de más fácil acceso mediante exploración artroscópica. En

cambio, el receso axilar, Se dirige oblicuamente arriba y adentro, para

confundirse con el reborde glenoideo anterior y cruza la cara profunda del

ligamento glenohumeral medio, por lo cual impide una gran parte de su

exploración.

3.1.2.1.3.2. Ligamento coracohumeral.

Dada la alta inestabilidad del complejo articular del hombro, es imposible

garantizar su equilibrio únicamente con el ligamento glenohumeral, por ello,

la cápsula articular aparece reforzada por el ligamento coracohumeral. Este

ligamento se sitúa entre los músculos supraespinoso y escapular, de ahí

que también reciba la denominación de intervalo de los rotadores. Es un

ligamento muy potente que se extiende desde la apófisis coracoides de la

escápula hasta las tuberosidades mayor y menor del húmero, el troquín y

el troquiter, donde se mezcla con los ligamentos glenohumerales formando

la cápsula articular ya mencionada.


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Destaca por ser el único ligamento que participa en la suspensión del

húmero, transmitiendo una oposición constante a la acción del peso propio

del miembro superior. De ahí la función de suspensor, de freno del brazo

en los movimientos de rotación interna y externa así como en las funciones

motrices de flexión y extensión.

3.1.2.1.3.3. Ligamento acromioclavicular.

El ligamento acromioclavicular une la cara externoinferior del extremo

acromial de la clavícula, con el borde posterosuperior del acromion. Es el

principal ligamento de la articulación acromioclavicular y se encuentra

dividido en dos pequeños ligamento periféricos: el ligamento

acromioclavicular superior y el ligamento acromioclavicular inferior.

3.1.2.1.3.4. Ligamento coracoacromial.

El ligamento coracoacromial se sitúa en el espacio subdeltoideo. Une la

cara anterior lateral de la apófisis coracoides con la cara anteroinferior del

acromion formando la posición anterior de la articulación acromioclavicular.

La disposición de este ligamento es triangular, abriéndose en abanico

multifasciculado para constituir el arco coracoacromial.

3.1.2.1.3.5. Ligamento coracoclavicular.

El ligamento coracoclavicular se extiende desde el borde inferior de la

clavícula hasta la apófisis coracoides de la escápula. Se divide en dos

ligamentos más pequeños: El ligamento coracoclavicular anterioexterno o

trapezoide y el ligamento coracoclavicular posterointerno o conoide.

El ligamento trapezoide va desde la apófisis coracoides a la cara inferior de

la clavícula y el ligamento conoideo va desde la apófisis coracoides al borde

posterior de la clavícula. Entre ambos ligamentos queda formado un

espacio ocupado por tejido adiposo.


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3.1.2.1.4. Tendones.

Los tendones son cordones resistentes de tejido conectivo de forma

cilíndrica, que conectan los músculos con los huesos. Los tendones más

importantes del hombro configuran el manguito rotador, permiten conectar

la capa más profunda de los músculos con el húmero. Aunque también hay

que destacar otros tendones como los de los músculos bíceps y el tríceps

3.1.2.1.4.1. Tendones del manguito de los rotadores.

El manguito de los rotadores cuenta con 4 tendones procedentes de los 4

músculos que lo configuran: supraespinoso, infraespinoso, subescapular y

redondo menor.

El tendón superior es el del músculo supraespinoso, discurre por debajo del

acromion y del ligamento coracoacromial. Por el lado anterior, aparece el

tendón del músculo subescapular, y por la parte posterior los tendondes del

redondo menor, abajo, y del músculo infraespinoso. Estos tendones

constituyen una de las partes más sensibles del manguito de los rotadores

y del complejo articular del hombro.

En algunas personas, el espacio entre la parte inferior del acromion y la

cabeza del húmero es muy estrecha, lo cual puede causar que el tendón

del manguito rotador y la bursa adyacente a éste se pellizquen cuando se

eleva el brazo con la mano hacia delante, lo que clínicamente se denomina

como tendinitis del manguito de los rotadores. Con este pellizcamiento

repetitivo, se puede llegar a alcanzar la inflamación los tendones y la bursa,

lo que se conoce como síndrome del hombro doloroso. El síndrome del

hombro doloroso o e pinzamiento/impedimento, puede acarrear desde

dolor crónico, hasta microroturas de las inserciones de los tendones en el

húmero que puede desembocar en una rotura completa.


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Ilustración 60. Tendones de la articulación del hombro. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.1.4.2. Otros tendones.

Otros tendones que aparecen en la articulación del hombro son los de los

músculos bíceps y tríceps, que son los principales músculos del brazo y

están conectados con la articulación del codo.

El tendón del músculo bíceps debe ser estudiado en dos partes,

correspondientes a los dos tendones que posee el músculo. Uno de ellos

corresponde con la porción larga del bíceps y llega hasta el húmero. Y el

otro, correspondiente a la porción corta, se inserta en la escápula.

En el caso del tendón del músculo tríceps, e distinguen tres porciones

correspondientes a las tres inserciones de este músculo en el hombro. Uno

lo une a la parte posterior de la apófisis coracoides, otro a la parte

posterolateral del acromion y otra al cuello del húmero, concretamente al

troquiter.


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Ilustración 61. Tendones del bíceps y tríceps. Wikipedia.org. 07/07/2014.

3.1.2.1.5. Cartílagos articulares del hombro.

El cartílago es un elemento suplementario del hueso que se forma en

aquellos puntos en los cuales las funciones motrices requieren fuerza,

rigidez y cierta elasticidad. Es un tejido duradero y resistente a la fatiga,

sometido a un promedio de 10 millones de ciclos de carga articular por año.

Es por eso que en las articulaciones se desarrolla un tipo concreto de

cartílago, el denominado cartílago articular, cuyas funciones principales son

dos:

- Transmitir las fuerzas entre los extremos óseos pero amortiguando

las superficies de contacto.

- Reducir la fricción a la vez que permitir el movimiento entre las

superficies articulares.

Estas funciones resultan de una importancia pasmosa para la biomecánica

de la articulación, es por ello que una de las enfermedades articulares más

devastadores es la artrosis, que no es otra cosa que una enfermedad

producida por el excesivo desgaste del tejido cartilaginoso.


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Para evitar la aparición de enfermedades derivadas de la pérdida o deterior

del tejido cartilaginoso, resulta fundamental la correcta lubricación de este

tipo de tejidos. Por ello, la anatomía humana proporciona mediante el

líquido sinovial el componente perfecto que estabilice y lubrique el cartílago

en función del tipo de esfuerzo realizado.

Los cartílagos articulares del hombro resultan, obviamente, de gran

importancia pero están mucho menos solicitados que cualquier otro

cartílago de la anatomía humana. Esto se debe a que la articulación del

hombro trabaja en gran medida a tracción y no en compresión. De este

modo, el cartílago queda protegido, inversamente a lo que ocurre con las

estructuras de unión capsulares, ligamentosas y tendinosas.

La articulación del hombro es una articulación cuyas superficies articulares

son esféricas, uniendo el húmero a la escápula. Por lo tanto, en el húmero

y en la cavidad glenoidea de la escápula aparecerá cartílago articular o

hialino de manera uniforme en toda la superficie articular esferoidea.

La cabeza del húmero está revestida por una capa de cartílago de 2 mm

de espesor aproximadamente. La cavidad glenoidea de la escápula, en

cambio, al presentar una superficie menor a la de la cabeza humeral tendrá

mayor y menos uniforme recubrimiento cartilaginoso. Está orientada hacia

fuera, hacia delante y ligeramente hacia arriba y es cóncava en ambos

sentidos, pero su concavidad es irregular y menos acentuada que la

convexidad de la cabeza. Por lo tanto, aquí interviene el cartílago, ya que

la cavidad está recubierta por cartílago siendo este más grueso en su parte

inferior y más delgado en la parte central, es decir, justo donde es necesario

cubrir las irregularidades.


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Ilustración 62. Cartí lagos del hombro. www.elsevier.com. 07/07/2014.

3.1.2.1.5.1. Rodete glenoideo o Labrum.

Por otro lado, aparece el rodete glenoideo o labrum es un anillo

fibrocartilaginoso de especial importancia en la labor de estabilización del

hombro, que se aplica sobre el contorno de la cavidad glenoidea y que

aumenta su profundidad, mejorando así transmisión y contacto de las

superficies articulares del húmero y la cavidad glenoidea. Siendo un factor

determinante en el equilibrio bajo la afección de acciones extremas.

El labrum consta de 3 superficies bien diferenciadas, que son de corte

triangular y van adheridas a la superficie articular de la cavidad glenoidea

o el húmero según corresponda, agrandando la cavidad y la estabilidad de

la articulación. Las superficies mencionadas son las siguientes:

- Cara central. Que no es sino un cartílago fruto de la prolongación del

glenoide.

- Cara exterior. Sirve de punto de inserción para fibras de la cápsula

articular.

- Cara interior. La correspondiente al contorno glenoideo.


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Ilustración 63. Rodete glenoideo o labrum www.elsevier.com. 07/07/2014.

3.1.2.1.6. Bolsas sinoviales de la articulación del hombro.

Las bolsas sinoviales son estructuras anatómicas cuya finalidad principal

es disminuir la fricción entre los tendones y huesos, evitando

pellizcamientos e interferencias. Son varias las bolsas sinoviales que

rodean al hombro y con excepción de las bolsas subescapular e

infraespinal, no entran en relación directa con la articulación glenohumeral,

aunque sí con el complejo articular del hombro. Las principales son:

- Subacromial-subdeltoidea.

Está compuesta por dos bolsas que se conectan entre sí en el caso de la

mayoría de los seres humanos. Se extiende en dirección medial hasta el

proceso coracoides, y anterior sobre el tendón de la cabeza larga del

tríceps. En dirección inferior y lateral, no mantiene una prolongación fija

hacia el tubérculo mayor del húmero. En este caso, sinovia y tejido

conectivo forman las capas externa e interna de la bursa, interponiendo

grasa peribursal entre los tendones del manguito rotador y el deltoides.


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- Subcoracoide.

La bursa subcoracoide está localizada entre el proceso coracoides, los

tendones de la cabeza corta del bíceps braquial y el coracobraquial por

encima, y el tendón del músculo subescapular por debajo. Se extiende por

detrás, sobrepasando el proceso coracoides.

- Coracoclavicular.

La bursa coracoclavicular también recibe el nombre de bursa

supracoracoide debido a su situación, ya que se posicione en el interior de

un tejido fibroadiposo presente en las partes conoide y trapezoide del

ligamento coracoclavicular.

- Supra-acromial.

La bursa supra-acromial es la situada encima del acromion y forma parte

de la articulación acromioclavicular.

- Subescapular e infraespinal.

Las bursas infraespinal y subescapular dan continuidad con la articulación

glenohumeral, y es por ello que llegan a ser consideradas como recesos

articulares. La bursa subescapular se encuentra en la parte inferior al

tendón subescapular, conectándose con la cavidad articular entre los

ligamentos glenohumerales medio y superior. La bursa infraespinal, en

cambio, se percibe entre el tendón del músculo infraespinoso y la cápsula

articular, aunque es poco habitual.


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Ilustración 64. Bolsas sinoviales del hombro. www.elsevier.com. 07/07/2014.

3.1.2.2. Complejo articular del hombro.

Una articulación, desde el punto de vista anatómico, es el sistema

compuesto por la unión entre un hueso u órgano esquelético con otro y

cuya función es la de permitir movimiento relativo entre dos miembros de

la anatomía humana.

La articulación del hombro o glenohumeral, en lo que a evolución humana

se refiere, se ha especializado en desempeñar las funciones de prensión y

manipulación de objetos. Y se caracteriza por ser la articulación humana

con mayor grado de movilidad, y por consiguiente, mayor grado de

inestabilidad. El miembro superior, a diferencia del inferior no se articula

con la columna vertebral sino con la caja torácica. Lo cual es la razón

principal de que el mecanismo del hombro disponga de mayor ángulo de

rotación que el de la cadera.

La fijación al tronco, se realiza por mediación de la cintura escapular que

constituye una articulación por sí sola y está compuesta por el omóplato o

escápula y la clavícula. Cabe destacar que aunque la cintura escapular

acompaña al hombro en casi todos sus movimientos, no forma parte de su

articulación. La disposición del omóplato, el cual está hundido en los


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músculos de la caja torácica, y de la clavícula, que se interpone entre el

omóplato y el tórax, proporciona un puntal que estabiliza y sujeta la cintura

escapular durante los movimientos de abducción.

La arquitectura del complejo articular del hombro es de forma enartrodial,

lo cual permite que el movimiento pueda producirse en torno a tres ejes

principales que nacen del centro de la cabeza humeral. Todos estos

posibles movimientos, a excepción de la rotación axial, se producen por el

efecto combinado de deslizamiento y rodamiento de las superficies

articulares unas sobre otras. Sin embargo, a diferencia de la rodilla, no es

posible definir ni clasificar la extensión de cada clase de movimiento.

Los tres ejes mencionados anteriormente son los siguientes:

- Eje transversal.

- Eje anteroposterior.

- Eje vertical.

Resulta indispensable el análisis por ejes de la articulación, ya que así se

identifican con mayor claridad los tres grados de libertad que posee el

miembro superior, y que permiten que se oriente con respecto a los tres

ejes principales de movimiento. Por último, también cabría mencionar la

existencia de un eje longitudinal, el cual sigue la dirección axial del húmero

y permite la rotación interna y externa del brazo.

Como es entendible, el complejo articular del hombro, no puede ser descrito

como una sola articulación, es por ello que en conocimiento de lo

expresado anteriormente, se describen ahora las articulaciones que en este

complejo articular acontecen, diferenciando entre articulaciones

verdaderas y falsas.

- Verdaderas articulaciones:


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Son aquellas que si tienen superficies articulares cartilaginosas.

Constituyen las articulaciones principales, y en el caso del hombro se

diferencian entre.

• La articulación escápulohumeral, glenohumeral o del hombro. • Las articulaciones de la cintura escapular:

o Articulación acromioclavicular. o Articulación esternocostoclavicular.

- Falsas articulaciones:

Son dos y son aquellas articulaciones que no tienen superficies articulares

cartilaginosas pero que constituyen algún tipo de desplazamiento que

habilita en cierta medida a las verdaderas articulaciones.

• La articulación escapulotorácica. • La articulación subdeltoidea.

Expuesta la clasificación, se procede a abordar cada una de las

articulaciones por separado.

3.1.2.3. Articulación glenohumeral.

Esta articulación resulta la más importante de cara al desarrollo del

presente Proyecto, es por ello que en referencia a la anatomía expuesta

anteriormente se van a mencionar y describir muy brevemente sus

elementos más significativos.

La articulación glenohumeral o escápulohumeral es la articulación del

hombro, pertenece al grupo de las enartrosis, una variedad de diartrosis.

Es por lo tanto una verdadera articulación cuyas superficies articulares son

la cabeza del húmero y la cavidad glenoidea de la escápula, ambas

recubiertas de cartílago articular hialino.

Mencionados los componentes óseos, en cuanto a la musculatura,

destacan los siguientes músculos, todos ellos desarrollados en el apartado


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3.1.2.1.2.1. Músculos que intervienen en la articulación del hombro, y

clasificados de acuerdo a su distribución en la articulación glenohumeral:

- Grupo anterior: • Pectoral mayor. • Pectoral menor. • Subclavio.

- Grupo posterior: • Plano superficial:

o Trapecio. o Dorsal ancho. o Romboides. o Angular del omóplato.

• Plano profundo. o Supraespinoso. o Infraespinoso. o Redondo mayor. o Redondo menor. o Serrato mayor. o Deltoides.

Por otro lado, se tienen los medios de unión de la articulación, los

principales son el manguito de los rotadores y la cápsula articular. El

manguito de los rotadores es un cuarteto de músculos que envuelven la

cabeza del húmero, y la cápsula articular son los ligamentos de estos

músculos que forman un tejido ligamentosos que abraza las superficies

articulares anteriormente expuestas, insertándose tanto en el omóplato

como en el extremo superior del húmero. También intervienen en el

equilibrio y la unión de la articulación los ligamentos glenohumerales y el

ligamento coracohumeral.

La cabeza humeral o epífisis del húmero, de forma hemisférica y lisa, se

acopla con la superficie glenoidea, la cual con el fin de proporcionar mayor

superficie y profundidad articular y por ende, mayor estabilidad, está

ampliada mediante un rodete glenoideo, de tejido fibrocartilaginoso, que se

inserta de forma homogénea a lo largo de su periferia. Este rodete es libre


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en su cara humeral, mientras que en la glenoidal se adhiere a la superficie

articular, garantizando la perfecta adaptación de estas superificies.

La lubricación de los tejidos cartilaginosos es fundamental, por ello es

indispensable la actuación del líquido sinovial o sinovia, el cual es un líquido

incoloro, viscoso y filante, que se distribuye por rozamiento y deslizamiento

de las superficies articulares. Tiene un PH idóneo para evitar la proliferación

de infecciones a la vez que proporciona el grado adecuado de lubricación.

Como elemento estabilizante menor, se alza la membrana sinovial, cuya

principal labor es la de generar relleno y evitar huecos vacíos entre las

superficies articulares que provocasen una mayor concentración de

tensiones en puntos críticos de articulación. Esta membrana recubre la cara

profunda de la cápsula articular hasta sus inserciones óseas, desde donde

se distribuye hasta entrar en contacto con el revestimiento cartilaginoso de

las superficies articulares. Es en estos puntos de contacto donde la

membrana sinovial es levantada por las fibras recurrentes de la cápsula

articular, formándose así unos pliegues más o menos salientes

denominados frenillos de la capsula articular.

De manera similar, en la cara interna de la mayoría de la membrana sinovial

se encuentran los denominados como pliegues sinoviales, que son

protuberancias compuestas por tejido conjuntivo muy vascularizado,

encargadas de elevar la membrana sinovial. Todos ellos tienen la misma

función y sirven para llenar los espacios libres que se crean entre las

superficies articulares en determinados movimientos de la articulación. Ése

es el motivo de que los pliegues sinoviales se desarrollen sobre todo en la

parte anterior de las superficies articulares.

Por último, es necesario destacar la labor de las bolsas sinoviales de la

articulación glenohumeral cuya principal función es evitar la famosa


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tendinitis de hombro o síndrome del hombro doliente. Estas bursas son la

subescapular e infraespinal.

Ilustración 65. Articulación glenohumeral. www.elsevier.com. 07/07/2014.

3.1.2.4. Articulación acromioclavicular.

La articulación acromioclavicular es una pequeña pero importante

articulación que pertenece al grupo de las artrodias. Está situada entre el

acromion y la clavícula, como su propio nombre indica, y como es

característico en todas las artrodias, los únicos movimientos que realiza

esta articulación son de deslizamiento. Estos movimientos permiten al

omóplato desplazarse sobre la pared costal y así subir o bajar la cavidad

glenoidea con lo cual elevamos o descendemos el hombro. Son

movimientos pasivos, pues no existe ningún músculo insertado en sus

proximidades que actúe directamente sobre los extremos óseos. Su

movilidad es muy escasa, presentando únicamente desplazamientos

mínimos en los movimientos de elevación y depresión del hombro, o en los

de antepulsión y retropulsión.


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Sus superficies articulares son El extremo externo o acromial de la

clavícula, que tiene una pequeña carilla plana y rectangular que mira hacia

fuera y abajo, y El acromion, en cuyo borde interno se encuentra otra carilla

plana orientada hacia adentro y arriba. Ambas superficies articulares están

revestidas por un delgado cartílago hialino y tienen interpuesto un pequeño

cartílago interarticular.

Mantienen su contacto por medio de una delgada cápsula articular adherida

a los bordes de ambas superficies y dos pequeños ligamentos periféricos:

el ligamento acromioclavicular superior y el ligamento acromioclavicular

inferior.

Ilustración 66. Articulación acromioclavicular. www.elsevier.com.

07/07/2014.

3.1.2.5. Articulación esternocostoclavicular.

La articulación esternocostoclavicular, como de su propio nombre se

entiende, articula el esternón con el primer cartílago costal por un lado, y

con la clavícula por el otro en un doble encaje recíproco, siendo uno de los

ejes principales de movimiento de la cintura escapular.


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Sus superficies articulares están cubiertas por cartílago hialino, son dos y

están separadas por un disco cartilaginoso articular:

- Por fuera: el extremo interno de la clavícula, con dos pequeñas carillas, que forman un ángulo saliente, separadas por un borde redondeado.

- Por dentro: existen dos carillas que forman un ángulo entrante, una ubicada en el ángulo súperoexterno del manubrio esternal y la otra en el primer cartílago intercostal.

Ambas superficies articulares son mantenidas en su posición por medio de

una cápsula articular, adherida firmemente a los bordes y reforzada por

cuatro ligamentos pasivos, que según su posición, se llaman:

- El ligamento esternoclavicular anterior.

- El ligamento esternoclavicular posterior.

- El ligamento interclavicular.

- El ligamento condrocostoclavicular.

Ilustración 67. Articulación esternocostoclavicular. www.elsevier.com.

07/07/2014.


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3.1.2.6. Articulación escápulotorácica.

La articulación escápulotorácica o también conocida como escápulocostal,

es una articulación fisiológica y no anatómica, que forma parte del complejo

osteoarticular de la cintura escapular. Es decir, se trata de una articulación

falsa del grupo de las sisarcosis, que son aquellas articulaciones cuyas

superficies articulares están formadas por músculos.

Articula la cara anterior de la escápula con la pared posterior del tórax, y lo

hace por medio del músculo subescapular en el lado de la escápula y del

serrato mayor en el caso de la pared torácica. Estos músculos se articulan

mediante el desplazamiento de unos sobre otros.

El serrato mayor requiere un estudio más profundo, ya que delimita dos

espacios:

- El espacio toracoserrático. Limitado por fuera y por detrás por el músculo serrato mayor y por dentro por la pared torácica.

- El espacio serratoescapular. Limitado por fuera y por detrás por el músculo subescapular, y por el músculo serrato mayor por delante y por dentro.

Estos espacios son esenciales para permitir los movimientos de la cintura

escapular, ya que gracias a ellos el omóplato se puede mover sobre la

pared torácica.


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Ilustración 68. Articulación escapulotorácica. www.elsevier.com. 07/07/2014.

3.1.2.7. Articulación subdeltoidea.

La articulación subdeltoidea, es una articulación fisiológica y no anatómica,

que forma parte de la articulación glenohumeral, a la que se encuentra

mecánicamente unida. Es decir, se trata de una articulación falsa del grupo

de las sisarcosis, que no contiene superficies articulares cartilaginosas,

sino musculares.

Está situada debajo del músculo deltoides, sus superficies están dispuestas

en un plano simple de deslizamiento celuloso entre la cara profunda del

músculo deltoides y el grupo muscular del manguito de los rotadores, del

cual el principal agente es el músculo supraespinoso. En concreto, está

formada por la cabeza humeral tapizada por el músculo supraespinoso y el


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acromion, coracoides y ligamento acromiocoracoideo. Entre ambos

segmentos hay una bolsa serosa que impide el contacto.

Esta bolsa serosa resulta de especial importancia para mantener la

articulación funcional ya que se encarga de impedir el contacto y el

cizallamiento. Si ésta se lesiona se produce cicatrización y se unen las

estructuras adyacentes quedando la articulación fija y prohibiendo al

húmero su segundo segmento de movimiento, lo que se conoce como

hombro congelado.

Ilustración 69. Articulación subdeltoidea. www.elsevier.com. 07/07/2014.


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3.1.3. Estudio antropométrico del hombro.

Con el fin de desarrollar un caso de estudio real, es necesario acudir a la

antropometría. Según diversas fuentes, se define la antropometría como la

ciencia de la medición de las dimensiones y algunas características físicas

del cuerpo humano. Esta ciencia permite medir longitudes, anchos,

grosores, circunferencias, volúmenes, centros de gravedad y masas de

diversas partes del cuerpo.

La antropometría es una rama fundamental de la antropología física. Trata

el aspecto cuantitativo. Existe un amplio conjunto de teorías y prácticas

dedicado a definir los métodos y variables para relacionar los objetivos de

diferentes campos de aplicación. En el campo que concierne al presente

Proyecto, el de la biomecánica, los sistemas antropométricos se relacionan

principalmente con la estructura, composición y constitución corporal y con

las dimensiones del cuerpo humano en relación con las dimensiones de los

huesos y músculos.

3.1.3.1. Factores determinantes en la antropometría.

Se puede considerar que los factores determinantes de la antropometría

son 4. La etnia o raza del sujeto, el sexo, la edad y la altura. A continuación

se profundizará en estos distintos factores, enfoncándolos al tratameinto

del esqueleto por ser el objetivo de desarrollo del estudio antropométrico.

3.1.3.1.1. Raza

La raza humana mantiene un nexo común que es el homo sapiens. A partir

de ahí, se distinguen varias razas que han surgido básicamente a partir de

la geolocalización. Existen incontables clasificaciones debido a la gran

variedad de razas existentes, y más si cabe debido al mestizaje fruto de la

globalización del planeta.


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En cuanto a antropometría, la principal clasificación es la realizada por

Thomas Huxley, en la que se diferencian nueve razas humanas, las cuales

se muestran gráficamente a continuación:

Gráfica 10. Distr ibución de las diferentes razas humanas en el mapamundi.

Wikipedia.org. 07/07/2014.

Las diferencias interraciales son notables a simple vista, desde el color de

piel hasta la antropomorfología o como no, la antropometría, de hecho

también se detectan variaciones en la composición de los huesos, su

rugosidad y las proporciones entre distintas partes del cuerpo. En el caso

de la raza blanca/europea/occidental, denominada xantrocroide en la

información anterior. El esqueleto presenta una figura más robusta y

estilizada, siendo sus huesos más fuertes y con impresiones menos

marcadas, en comparación con el resto de razas. En relación a las

extremidades, por ejemplo, la raza blanca destaca por tener un fémur y un

húmero proporcionalmente grande con respecto a la tibia o el cúbito y el

radio.

3.1.3.1.2. Sexo.

Entre hombre y mujeres existen diferencias anatómicas evidentes que se

traducen a su vez en unas diferencias esqueléticas también grandes. De

hecho, existe una norma según la cual existen dos valores para cada

hueso; uno, por debajo del cual el hueso tiene un 95 por 100 de


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probabilidades de ser efectivamente femenino, y otro por encima, en que el

hueso tiene un 95 por 100 de probabilidades de ser masculino; la cifra que

se encuentre entre estos dos valores indicará igual probabilidad para uno u

otro sexo. Si entre varios huesos uno solo indica el sexo a que pertenece,

será más prudente no tomar en consideración este resultado, pero sí puede

hacerse partiendo de dos indicaciones concordantes. En la siguiente tabla

se muestran los valores para los huesos de la articulación del hombro, del

brazo y del antebrazo, especialmente significativo es el valor del cúbito.

Tabla 16. Valores de descriminación del sexo en función del peso de los

huesos. PFC R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014.

Diferenciaciones aparte, el esqueleto femenino presenta también otros

caracteres; por ejemplo, los huesos del antebrazo y los de la pierna son

relativamente más cortos que en el hombre. Y a un nivel más general, los

huesos apendiculares de la mujer son más cortos y pequeños, menos

robustos, y sus impresiones de inserción muscular se marcan poco. Estas

tres características implican una diferencia sexual notable en el peso, pero

no es un factor definitivo ya que habitualmente la altura es más significativa

que el sexo.

3.1.3.1.3. Edad y altura.

Por último, dos factores que van de la mano puesto que a lo largo de la

etapa de crecimiento edad y altura están directamente relacionados,

además las tablas antropométricas que se van a presentar están

clasificadas en primer lugar por sexo y después según la altura. Estos dos


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factores, especialmente la altura, son los más determinantes en la

antropometría humana. Quizás la edad sea más significativa en cuando a

las características mecánicas y composición de los elementos anatómicos,

lo cual se escapa del ámbito de la antropometría.

La altura es tan significativa debido a que es la medida humana de

referencia más utilizada. Y es fácil reflejar las distintas medidas de huesos

o partes anatómicas de forma proporcional a la altura. Este hecho no es

nada actual, ya que por ejemplo en la Antigua Grecia, se empleaba la

relación antropométrica entre las dimensiones de la cabeza y la altura para

establecer el canon de belleza.

Ilustración 70. Canon de belleza. Wikipedia.org. 07/07/2014.


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3.1.3.2. Datos antropométricos de los huesos del brazo en

función de la estatura y sexo.

Expuesta la importancia de los diferentes factores a tener en cuenta, a

continuación se presentarán las diferentes tablas y reglas antropométricas

que permitirán establecer el parámetro principal de cada elemento para la

antropometría definitiva de estudio.

Como la raza a estudiar, por cercanía al ámbito de desarrollo del Proyecto,

es la blanca o xantocroide, se acotan las muestras a esta raza en concreto.

- Raza xantocroide, sexo masculino: Dimensiones de los huesos de las extremidades superiores en función de la altura.

Tabla 17. Datos antropométricos raza xantocroide, sexo masculino. PFC

R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014.


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- Raza xantocroide, sexo femenino: Dimensiones de los huesos de las extremidades superiores en función de la altura.

Tabla 18. Datos antropométricos raza xantocroide, sexo femenino. PFC

R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014.

Estas dos tablas se perciben visualmente en la siguiente gráfica:

Gráfica 11. Estimación de la altura en función d elas dimensiones del

húmero. Blog personal de J. Rodríguez.. 07/07/2014.


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3.1.3.3. Antropometría de estudio.

Previo desarrollo de la prótesis, hay que estudiar al paciente, o los

pacientes, ya que no se puede desarrollar una prótesis universal sino varias

tallas que se adapten a los diferentes casos posibles.

Para el desarrollo de la simulación, se va a estudiar a un hombre adulto de

raza blanca, de 55 años de edad, y de 1m y 80cm de altura.

3.1.3.3.1. Húmero.

El húmero es la pieza anatómica clave en el desarrollo de la prótesis,

concretamente su cabeza, es por ello que a pesar de que existan más

medidas, sólo se han escogido las más necesarias para una correcta

simulación de las partes afectadas. Estas medidas estudiadas son las

siguientes:

- A: Longitud/altura total del húmero.

- B: Longitud de la epífisis del húmero.

- C: Diámetro de la superficie articular glenohumeral.

- D: Alto de la superficie articular glenohumeral.

- E: Diámetro de la zona proximal de la diáfasis.

- F: Diámetro de la zona distal de la diáfasis.

Ilustración 71. Dimensiones de referencia del húmero. Elaboración propia.

07/07/2014.


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Por lo tanto, de acuerdo a estas dimensiones, y su relación con la longitud

total del húmero obtenida mediante las tablas antropométricas expuestas

anteriormente.

Gráfica 12. Dimensiones de referencia del húmero. Elaboración propia.

07/07/2014.

3.1.3.3.2. Escápula.

La escápula es más difícil de definir mediante medidas, pero como desde

el punto de vista de la simulación, la única parte interesante es la cavidad

glenoidea, se van a definir sus dimensiones más importantes y las de dicha

cavidad. Estas medidas son las siguientes:

- A: Longitud/altura total de la escápula.

- B: Longitud/ancho de la escápula.

- C: Alto de la cavidad glenoidea.

- D: Ancho de la cavidad glenoidea.

- E: Ancho de la apófisis coracoides.

Medidas de húmero simulado

A (mm) 356

B (mm) 56,5

C (mm) 51

D (mm) 17,5

E (mm) 22,5

F (mm) 18


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Ilustración 72. Dimensiones de referencia de la escápula. Elaboración

propia. 07/07/2014.

Por lo tanto, de acuerdo a estas dimensiones, y su relación con la longitud

total de la escápula obtenida mediante la comparación de su altura total

con la longitud total del húmero.

Gráfica 13. Dimensiones de referencia del húmero. Elaboración propia.

07/07/2014.

Medidas dela escápula

simulada

A (mm) 39,5

B (mm) 38

C (mm) 20

D (mm) 26

E (mm) 18,5


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3.1.4. Estudio biomecánico del hombro.

Partiendo de la base sentada por los estudios de: materiales, anatomía y

antropometría. Se desarrolla el estudio biomecánico, que pretende

establecer el punto de partida definitivo para el desarrollo de la simulación

y cálculos.

Es por ello que se va a desglosar el estudio biomecánico en dos vertientes:

cinemática y cinética, que a su vez abarcará estática y dinámica. Con lo

cual quedarán estudiados tanto los movimientos como las fuerzas

actuantes en el complejo articular del hombro.

3.1.4.1. Cinemática articular del hombro.

Aunque redundante, es necesario repetir que la articulación del hombro es

la más compleja del cuerpo humano y la que mayor grado de movilidad

mantiene. Es por eso que la cinemática resulta especialmente importante

en esta articulación. Para abordar el estudio de los movimientos de la forma

más consecuente posible, se va establecer el sistema de referencia,

comprendido por planos y ejes. Posteriormente se detallarán e ilustraran

cada una de las posibilidades, en forma de movimientos, que ofrece esta

peculiar articulación.

3.1.4.1.1. Planos de referencia.

De cara a una definición óptima de los movimientos que tienen lugar en el

complejo articular del hombro, se hace necesario referenciarlo a los tres

planos cardinales. Estos tres planos confluyen en el punto de gravedad del

ser humano y reciben el nombre de sagital, coronal o frontal y transversal

u horizontal. Sirven de referencia principal en el cuerpo humano aunque

existen multitud de planos locales según la zona a estudiar. En el caso

presentado, no es necesario acudir a ningún otro plano que no sean los tres

mencionados, y expuestos en la siguiente ilustración:


INVERSA DE HOMBRO



Ilustración 73. Planos de referencia: sagital, frontal y horizontal.

Wikipedia.org. 07/07/2014.

Como ya se ha dicho anteriormente, los movimientos abarcados por la

articulación del hombro se agrupan de acuerdo al plano en el que se

produzcan, siendo los siguientes:

Tabla 19. Planos de referencia y movimientos. Elaboración propia.

07/07/2014.

3.1.4.1.2. Ejes de rotación.

De forma análoga a como se han determinado los planos de referencia, a

continuación se van a exponer los ejes principales de rotación en los que

el complejo articular del hombro realiza sus movimientos.

PLANO MOVIMIENTOS

P. sagital Flexión y extensión.

Abducción y aducción.

Antepulsión y retropulsión.

P. frontal Rotación interna y externa.

P. horizontal


INVERSA DE HOMBRO



En este caso, hay que destacar que las articulaciones se mueven de forma

que los segmentos articulares no tienen ejes fijos de movimiento, sino

trayectorias de ejes instantáneos de movimiento que varían según cada

posición. El área donde se acumula mayor número de estos ejes

instantáneos de giro, es la zona donde se sitúa el supuesto eje de

movimiento que se toma como referencia para realizar la goniometría

articular.

Expuesto lo anterior, los ejes principales y particulares a la articulación del

hombro, son los siguientes:

- Eje transversal:

Este eje se encuentra contenido en el plano frontal. En él se desarrollan los

movimientos de flexión y extensión efectuados en el plano sagital.

- Eje anteroposterior:

El eje anteroposterior se encuentra contenido en el plano paralelo al sagital

que pasa por la cabeza del húmero, y dirige los movimientos de abducción

y aducción, que se efectúan en el plano frontal.

- Eje vertical:

El eje vertical discurre en la dirección que su propio nombre indica,

perpendicular al plano horizontal y contenido en el plano frontal. Dirige los

movimientos de retropulsión y antepulsión desarrollados en el plano

horizontal.

- Eje longitudinal:

El eje longitudinal sigue la dirección axial del húmero y permite los

movimientos de rotación interna y externa del brazo.

Los ejes transversal, anteroposterior, y vertical, son los considerados como

principales y además ortogonales entre sí. A pesar de estar descritos como

estacionarios, cada uno de ellos están sometidos a cierta variabilidad de

posición en función de la amplitud del movimiento, lo cual está


INVERSA DE HOMBRO



fundamentado en que la cabeza del húmero no es una esfera perfecta. Es

por ello, que de un análisis más exhaustivo se intuye la dificultad de

determinar con exactitud el eje de rotación y su correspondiente CIR (centro

instantáneo de rotación).

3.1.4.1.3. Grados de libertad.

Las articulaciones son clasificadas según el grado de libertad de

movimiento que posean en:

- Articulaciones de 3 grados de libertad cinemáticos: movimientos

alrededor de los tres ejes del espacio.

- Articulaciones de 2 grados de libertad cinemáticos: movimientos

alrededor de dos ejes de referencia espacial.

- Articulaciones de 1 grado de libertad cinemático: movimiento

alrededor de un eje del espacio.

En cambio, los movimientos mecánicos de las articulaciones son más

complejos, y se clasifican teniendo en cuenta 6 grados de movimiento: tres

de rotaciones sobre los tres ejes del espacio y tres correspondientes a las

translaciones sobre cada eje.

Traduciendo esto a la articulación glenohumeral, se tiene la siguiente tabla

explicativa:

Tabla 20. Grados de libertad: Articulación glenohumeral. Elaboración propia.

07/07/2014.

Articulación GDL Movimiento: Eje:

1. Flexión y extensión. Eje frontal.

2. Abbducción y aducción, Eje anteroposterior.

3. Rotación externa e interna. Eje longitudinal.

Glenohumeral 3


INVERSA DE HOMBRO



Cabe destacar que resulta imposible entender el funcionamiento del

complejo articular del hombro sin incluir las otras dos articulaciones reales,

la acromioclavicular y la esternoclavicular. Por ejemplo, el movimiento de

antepulsión y retropulsión el cual es uno de los principales e incluido dentro

del estudio osteocinemático.

Tabla 21. Grados de libertad: Articulaciones acromio y esternoclavicular.

Elaboración propia. 07/07/2014.

3.1.4.1.4. Estudio de movimientos.

A lo largo del presente estudio biomecánico ya se han mencionado los

diferentes movimientos que el complejo articular del hombro puede llevar a

cabo en el complejo articular del hombro. Pero antes de estudiarlos con

mayor profundidad es necesario atender a la naturaleza cinemática de

estos movimientos de tipo articular, los cuales se agrupan en 2 secciones

dentro de la biomecánica: osteocinemática y artrocinemática.

Dentro de estos dos apartados de la cinemática articular, se hará continua

referencia a la incongruencia de las superficies articulares. Ello se debe a

que los estudios de mecánica articular han demostrado que la curvatura de

las superficies articulares es variable y heterogénea. Las superficies son

irregulares y se ponen en contacto sólo en un punto cuando se aproximan.

Tampoco están en un contacto directo ya que hay una interposición de

líquido sinovial entre ellas.

En una relación más concordante de las superficies y suponiendo que estén

en contacto en todos los puntos, se restringiría completamente la

Articulación GDL Movimiento: Eje:

1. Rotación hacia arriba y hacia abajo Eje anteroposterior.

2. Alada posterior y anterior. Eje longitudinal.

3. Inclinación posterior y anterior. Eje frontal.

1. Antepulsión y retropulsión. Eje frontal.

2. Protracción y retracción. Eje anteroposterior.

3. Rotación posterior y anterior. Eje longitudinal.

Acromioclavicular. 3

Esternoclavicular. 3


INVERSA DE HOMBRO



articulación, ocurriendo de igual modo con la lubricación puesto que se

exprimiría el líquido sinovial. Así se entiende que las superficies articulares

deben ser “perfectamente imperfectas”, con el fin de favorecer el

movimiento y la lubricación.

3.1.4.1.4.1. Artrocinemática.

Es la parte de la biomecánica que se ocupa de los denominados

micromovimientos, es decir, del estudio de los mecanismos de reposo y

movimiento más íntimos, o intrínsecos, de las articulaciones. Desde el

punto de vista de la artrocinemática, se aprecia que el giro y el balanceo

visibles (osteocinemática), dependen de deslizamientos simples o

combinados que ocurren entre dos superficies articulares incongruentes,

ya que las articulaciones son más o menos congruentes, al no existir la

congruencia total.

Todos los movimientos articulares están fundamentados en tres tipos y sus

posibles variantes, que diferenciados según sea el tipo de contacto entre

las dos superficies articulares, son: Rotación, rodamiento y deslizamiento.

Ilustración 74. Movimientos articulares. PFC R0981 Prótesis de hombro.

07/07/2014.


INVERSA DE HOMBRO



Estos 3 movimientos y sus derivados representan los movimientos

articulares relativos, y se producen en cualquier superficie articular convexa

que se mueve sobre otra cóncava, y viceversa.

- Rotación:

Concurre cuando una superficie móvil rota sobre otra fija cuando diferentes

puntos de la primera entran en contacto sucesivo con un mismo punto de

la segunda. La rotación se diferencia por la presencia de un eje, que limita

el deslizamiento. Constituye una de las formas principales de giro de los

huesos.

- Deslizamiento:

En el deslizamiento, un solo punto de la superficie articular entra en

contacto con múltiples puntos de la otra superficie articular. Se

complementa con el movimiento de rodamiento.

- Rodamiento:

En el movimiento de rodadura, Una superficie móvil rueda sobre otra fija

cuando diferentes puntos de la primera toman contacto sucesivo con

diferentes puntos de la segunda superficie articular.

- Rodamiento-deslizamiento y rotación:

Es el tipo de movimiento más frecuente ya que la mayoría de las

articulaciones permiten la combinación de todos estos movimientos, y no

suelen darse movimientos “puros”. Es el elemento clave para ejecutar los

difíciles y complejos movimientos articulares de la anatomía humana,

conocidos como movimientos de circunducción.

3.1.4.1.4.2. Osteocinemática

Es la parte de la biomecánica que estudia el desplazamiento de los huesos

en el espacio sin importar los músculos que se contraen para lograrlo. Son

los movimientos que se ven a través de una simple observación.


INVERSA DE HOMBRO



Los huesos se desplazan realizando un movimiento rotatorio alrededor de

un eje situado en la articulación de uno de los extremos del mismo,

denominado punto de apoyo. Cuando se combinan dos movimientos

rotatorios de sentido contrario en dos puntos de apoyo continuos de una

misma cadena cinemática se produce una traslación de ese segmento.

A continuación se van a tratar los movimientos de la articulación del

hombro. Para ello se va a acompañar una breve descripción de cada par

de movimientos con la ilustración y tabla descriptiva de cada uno de ellos:

- Flexión y extensión.

Los movimientos de flexión consisten en la rotación del húmero en el plano

sagital sobre el eje horizontal de rotación.

Ilustración 75. Movimientos: f lexión y extensión. Revista REDUCA.

07/07/2014.

Tabla 22. Características de los movimientos: flexión y extensión.


MOVIMIENTOS PLANO EJE TIEMPOS MÚSCULOS

0º - 60º 1º EscápulohumeralDeltoides, coracobraquial y

pectoral mayor.

60º - 120º 2º + Cintura escapular + Trapecio

120º - 180º 3º + Raquis + Músculos espinales

Extensión1 solo tiempo

(escápulohumeral + escapulotorácica)

Redondo mayor, redondo

menor, deltoides y dorsal ancho.

RECORRIDO

FlexiónPlano

sagital

Eje

horizontal

180º

50º


INVERSA DE HOMBRO



- Abducción y aducción.

La abducción y la aducción hacen referencia a la rotación del húmero en el

plano frontal, sobre un eje anteroposterior.

Ilustración 76. Movimientos: abducción y aducción. Revista REDUCA.

07/07/2014.

Tabla 23. Características de los movimientos: abducción y aducción.



0º - 60º 1º Escápulohumeral Supraespinoso y deltoides.

60º - 120º 2º + Cintura escapular + Trapecio y serrato mayor.

120º - 180º 3º + Raquis + Músculos espinales

Aducción 1 solo tiempoRomboides, redondo mayor,

tríceps y dorsal ancho.

RECORRIDO

Abducción Plano

frontalEje

anteroposterior

180º

30º (evitando el

tronco por delante


INVERSA DE HOMBRO



- Rotación interna y rotación externa.

La rotación interna y externa del hombro consisten en la rotación axial del

húmero en el plano horizontal. A lo largo de un eje longitudinal que discurre

a lo largo del húmero.

Ilustración 77. Movimientos: Rotación interna y externa. Revista REDUCA.

07/07/2014.

Tabla 24. Características de los movimientos: Rotación interna y externa.



Rot. Interna 1 solo tiempoRomboides, trapecio y dorsal

ancho.

1 solo tiempoPectoral mayor, pectoral menor

y serrato mayor.

RECORRIDO

Rot. Externa Plano

horizontalEje vertical

100º (90º + 10º)

80º


INVERSA DE HOMBRO



- Antepulsión y retropulsión.

Los movimientos de antepulsión y retropulsión consisten en el

desplazamiento de la articulación glenohumeral hacia adelante o hacia

detrás, a lo largo del plano sagital.

Ilustración 78. Movimientos: Antepulsión y retropulsión. Revista REDUCA.

07/07/2014.

Tabla 25. Características de los movimientos: Antepulsión y retropulsión.


3.1.4.1.4.3. El movimiento de circunducción.

La circunducción combina los movimientos elementales que tienen lugar en

torno a los tres ejes. Cuando la circunducción se encuentra en su punto de

amplitud máxima, el brazo describe un cono irregular en el espacio,

denominado cono de circunducción.

Este movimiento se representa en la siguiente ilustración, donde los planos

A, B y C se corresponden con el sagital, frontal y horizontal


RetropulsiónRomboides, trapecio y dorsal

ancho.

Muñón del hombro

hacia delante y hacia

atrás.

1 solo tiempo

(escápulohumeral +

escapulotorácica)

RECORRIDO

Antepulsión Plano

horizontalEje vertical

Pectoral mayor, pectoral menor

y serrato mayor.


INVERSA DE HOMBRO



respectivamente, la curva de puntos la trayectoria seguida por la mano, y

la flecha el eje del cono de circunducción.

Ilustración 79. Movimiento de circunducción. PFC R0981 Prótesis de

hombro. 07/07/2014.

3.1.4.2. Cinética articular del hombro.

La cinética articular trata de las acciones de las diferentes fuerzas que

actúan sobre una articulación. El hombro, como articulación compleja y de

conexión entre el tronco y la extremidad superior, se ve obligado a absorber

y dirigir múltiples fuerzas durante su funcionamiento. El conocimiento de

las mismas permite comprender mejor muchas de sus lesiones más

frecuentes y con ello optimizar la simulación para detectar los puntos

críticos.

3.1.4.2.1. Estudio estático del hombro.

Con el fin de establecer las condiciones de contorno adecuadas en la

simulación y de simplificar el efecto de las fuerzas presentes,

extrapolándolas al cuerpo humano. Se hace plausible la necesidad de un

estudio de la estática de la articulación glenohumeral.


INVERSA DE HOMBRO



El equilibrio estático se consigue, para cualquier posición de la extremidad

superior, con el equilibrio de fuerzas y momentos. Si se tiene en cuenta la

carencia de estabilidad propia de esta articulación, se entiende que los

elementos que permiten mantener este equilibrio son: los músculos

(principalmente los integrantes del manguito de los rotadores), la cápsula

articular (donde se incluyen los ligamentos glenohumerales) y el labrum

glenoideo.

En la siguiente ilustración se puede apreciar lo expuesto, en ella W

representa el peso del brazo, f, la fuerza de fricción, C la resultante de las

fuerzas del manguito de los rotadores, D la fuerza del deltoides, y J la fuerza

de reacción articular.

Ilustración 80. Fuerzas en la art iculación glenohumeral. PFC R0981 Prótesis

de hombro. 07/07/2014.

Ante tal cantidad de elementos equilibrantes y su actuación no lineal, ya

que varían notablemente en función de la intensidad y dirección de las

acciones, se hace necesario la toma de simplificaciones:

- El centro de rotación de la articulación glenohumeral se presume en

el centro de la cabeza del húmero.

- Las fuerzas actuantes son: el peso del brazo, la fuerza de fricción de

la articulación y la fuerza de reacción articular.

- Los músculos actuantes y cuyas fuerzas también actúan, son: el

deltoides, el subescapular, el infraespinoso y el redondo menor.


INVERSA DE HOMBRO



El deltoides asume un papel fundamental ya que mantiene una doble

función, por un lado resiste y compensa la fuerza y los momentos derivados

del peso del brazo. Y por otro lado, junto a la porción inferior del manguito

de los rotadores, genera a lo largo del movimiento de abducción un

importante par de fuerzas en el plano frontal, que mantiene el equilibrio en

este plano. De manera análoga, en el plano sagital, existe otro par de

fuerzas generado por el subescapular y los músculos redondo menor e

infraespinoso, que mantiene el fulcro humeral.

La dirección de la fuerza de reacción articular varía sucesivamente cuando

cambia la posición del brazo. Este hecho se puede contrastar en la

siguiente imagen donde se aprecia la variabilidad de la dirección del vector

de la fuerza de reacción articular glenohumeral N, en función de los

vectores de rotación externa E e interna I.

Ilustración 81. Variabil idad dela dirección de las reacciones en función de la

posición. PFC R0981 Prótesis de hombro. 07/07/2014.


INVERSA DE HOMBRO



3.1.4.2.1.1. Diagrama del sólido libre.

El último paso para culminar el estudio estático del hombro no es otro que

el diagrama de sólido libre de la extremidad superior, incluyendo la

articulación glenohumeral. Este tipo de análisis permite recoger todas las

fuerzas que actúan sobre el cuerpo y aplicar simplificaciones. En este

diagrama, se considera todo el brazo como un conjunto de elementos

rígidos conectados entre sí; dedos, mano, antebrazo, brazo y hombro.

En un caso tan concreto como es la biomecánica humana, resulta

fundamental determinar el propósito del análisis en función del punto

anatómico estudiado, identificar los elementos actuantes e indicar, con el

mayor grado de exactitud posible, todas las fuerzas resultantes actuantes.

A continuación se presenta una imagen del diagrama de sólido libre para el

caso común de levantamiento de una carga. Nótese que se han obviado

las articulaciones del codo y la muñeca, ya que en un estudio riguroso y en

el que no se contemplase el brazo como un solo elemento rígido, sería

necesario considerar dichas articulaciones.

Ilustración 82. Diagrama del sólido l ibre del brazo. PFC R0981 Prótesis de

hombro. 07/07/2014.

Como se puede observar, existen diferentes fuerzas actuantes; las fuerzas

internas del sistema son las producidas por el organismo, y son la

resultante de las fuerzas de reacción muscular Las fuerzas externas, son

el peso del brazo y la cara actuante. Y las fuerzas de contacto, se dan en


INVERSA DE HOMBRO



las articulaciones, en este caso en la glenohumeral, la fuerza de reacción

articular.

En cuanto a la localización de las cargas, se aparta la posición de la carga

externa ya que es una condición inicial. Pero la localización del peso del

brazo, al ser en el centro de gravedad del mismo, se localiza por

antropometría de la extremidad. En caso de sólo estudiar el húmero, por

antropometría del hueso en concreto. Por otro lado, el punto de aplicación

de la fuerza resultante de reacción muscular, así como su ángulo, depende

de muchos factores como ya se ha expuesto anteriormente. Aun así se

puede intuir su dirección ya que el brazo va a actuar en abducción para

contrarrestar el peso y oponerse al movimiento potencial producido por las

fuerzas externas.

3.1.4.3. Dinámica articular del hombro.

Determinado y comentado el equilibrio estático, el siguiente paso es el

estudio de la estabilidad dinámica, la cual es la principal causa de

tendinopatías. Los estabilizadores dinámicos del hombro son varios: el

manguito de los rotadores, el tendón bicipital y la musculatura fijadora de la

escápula.

El tendón bicipital y la musculatura de la escápula ejercen un papel

secundario, aunque no por ello menos importante. El tendón,

concretamente, ejerce una acción estabilizadora relativa, ya que es

sinérgico del manguito de los rotadores. Y la musculatura de la escápula

permite la acción libre de la articulación glenohumeral.

El manguito de los rotadores, es el principal y más importante estabilizador

dinámico de la articulación glenohumeral, ejerce una acción compresiva de

la articulación en todos los rangos de movimiento de la misma lo cual

contrarresta todas las fuerzas dinámicas derivadas de estos movimientos.

Por esta razón, se producen la mayoría de lesiones tendinosas en el


INVERSA DE HOMBRO



manguito de los rotadores ya que son sus tendones los que absorben los

esfuerzos dinámicos.

3.1.4.3.1. Fuerzas musculo-esqueléticas.

Las principales fuerzas que actúan para mover y estabilizar el sistema

musculo-esquelético reciben el nombre de fuerzas musculo-esqueléticas,

ya que resultan de la interacción entre músculos y huesos. Estas fuerzas,

se dividen por motivos de conveniencia en dos grupos: internas y externas.

Las fuerzas internas las generan estructuras localizadas dentro del cuerpo.

Estas fuerzas son activas o pasivas. Las fuerzas activas son generadas por

músculos estimulados, por lo general con bajo control voluntario. Por el

contrario, las fuerzas pasivas suelen generarse por la tensión de los

intramusculares, ligamentos y cápsula articular. Las fuerzas activas

producidas por los músculos suelen ser las mayores de todas las fuerzas

internas.

Las fuerzas externas son producto de las fuerzas que actúan desde fuera

del cuerpo. Estas fuerzas tienen su origen en la atracción de la gravedad

sobre la masa de un segmento corporal o una carga externa, como maletas

o pesas, o por contacto físico, como el aplicado por un terapeuta en la

extremidad de un paciente.

En la siguiente ilustración se puede ver cómo actúan los pares de fuerzas

internas-externas con un ejemplo muy claro. Una fuerza interna de origen

muscular ejerce una fuerza de tracción sobre el brazo que a su vez es

repelido por una fuerza externa de origen gravitatorio.


INVERSA DE HOMBRO



Ilustración 83. Fuerzas musculo-esqueléticas. Fisiología del músculo

esquelético. 07/07/2014.

3.1.4.3.2. Palancas musculo-esqueléticas.

Todas las articulaciones anatómicas constituyen los puntos de apoyo, o

fulcros, de las palancas formadas por los elementos óseos. En sus

movimientos, las articulaciones, realizan desplazamientos angulares

gobernados por los grados de libertad de dicha articulación. Estos

movimientos son fruto de la actuación del aparato locomotor, es decir de la

interconexión de los músculos y huesos. Por ello, dentro de la dinámica

resulta de gran importancia un estudio de la palanca del brazo la cual

incluye el hombro.

Las palancas musculo-esqueléticas puede dividirse, según su diseño, en:

palancas de 1º, 2º y 3º género, como se observa en la siguiente imagen, y

se explica a continuación:


INVERSA DE HOMBRO



Ilustración 84. Tipos de palanca. Wikipedia.org. 07/07/2014.

- Palancas de 1º género.

Son aquellas cuyo punto de apoyo se sitúa entre la resistencia y la potencia.

Corresponden al diseño de la mayoría de las articulaciones dedicadas a la

resistencia, como por ejemplo la cadera o la columna vertebral. En el caso

del aparato locomotor, en estas articulaciones la posición del fulcro está

próxima a la potencia, lo que origina una desventaja mecánica, es decir,

requieren mayor esfuerzo muscular. En contraposición, como ventaja

tienen que generan mayor velocidad del movimiento.


Son aquellas cuyo punto de resistencia se sitúa entre el fulcro y el punto de

potencia. Por su diseño, poseen la ventaja mecánica de requerir menor

aplicación de potencia que la resistencia a vencer. En el aparato locomotor,

sólo se puede encontrar en la posición de puntillas de los pies.


En este último tipo de palancas, el punto de aplicación de potencia se

encuentra entre el fulcro y el punto de resistencia. Las articulaciones de las


INVERSA DE HOMBRO



extremidades suelen tener este tipo de diseño. Presentan desventaja

mecánica: mayor esfuerzo muscular que la magnitud de la resistencia a

vencer debido al mayor brazo de palanca. Por esta misma razón, tienen la

ventaja de par aun mismo esfuerzo que los toros tipos, genera un mayor

recorrido y mayor velocidad lineal en el extremo distal.

Debido al esfuerzo muscular que deben realizar los músculos que mueven

estas palancas, el aparato locomotor presenta un diseño cónico en las

extremidades, con el fin de optimizar este diseño de palanca. De hecho, el

diseño cónico, disminuye el momento de inercia y facilita la aceleración del

movimiento. Esto se percibe en que tanto las extremidades superiores

como inferiores son más anchas en la zona proximal, adelgazándose

progresivamente hacia distal.

Por lo tanto de cara al estudio de la articulación glenohumeral, resulta clave

la naturaleza de la palanca musculo-esquelética que actúa en esta

articulación.

3.1.4.3.2.1. Ventaja mecánica.

La ventaja mecánica de una palanca musculo-esquelética se define como

la relación entre el brazo de la palanca del momento interno y el brazo de

palanca del momento externo. En función de la posición del eje de rotación,

las palancas de primer género pueden tener una ventaja mecánica positiva,

negativa o nula. Por otro lado, las palancas de segundo género siempre

tienen una ventaja mecánica positiva. Por último, las palancas de tercer

género siempre tienen una ventaja mecánica negativa, lo cual significa un

déficit de fuerza, y para mantener la ecuación del equilibrio de momentos,

el músculo debe producir una fuerza mucho mayor que la fuerza externa

opuesta.

Como principio general, los músculos esqueléticos producen fuerzas varias

veces superiores a las cargas externas que se les oponen. Dependiendo


INVERSA DE HOMBRO



de la forma del músculo, la posición de los puntos de inserción y origen de

éstos, y la forma de la articulación, una parte de la fuerza muscular se

traduce en fuerzas de reacción articulares. Por lo que, los tejidos que

complementan a la articulación, como el cartílago articular, las bolsas

adiposas, los ligamentos y las bolsas sinoviales, deben absorber o disipar

parcialmente estas grandes fuerzas producidas por los músculos. En

ausencia de esta protección, las articulaciones pueden sufrir una progresiva

degeneración.


INVERSA DE HOMBRO

ANEXOS: ANEXO DE CÁLCULO Y

SIMULACIÓN


3.2. ANEXOS DE CÁLCULO Y SIMULACIÓN.

3.2.1. Objetivo de la simulación basada en FEM.

La realización de una prótesis requiere de una etapa de diseño donde,

dadas las características del ámbito de aplicación, es casi imposible realizar

pruebas en huesos reales o ensayar prótesis reales. Todo ello debido a la

escasez de probetas por un lado, y al elevado coste de los materiales y

maquinaria necesaria por otro. Es por eso que, para el presente Proyecto

cuyo desarrollo se produce en el ámbito educativo-formativo, y por lo tanto,

los medios son aún más reducidos, se ha recurrido a la simulación por

ordenador.

Este tipo de simulación está basada en MEF, o en inglés FEM, una potente

herramienta de cálculo numérico general para la aproximación de

soluciones de ecuaciones diferenciales parciales muy utilizado en diversos

problemas de ingeniería y física. El MEF está pensado para un desarrollo

a nivel computacional y permite resolver ecuaciones diferenciales

asociadas a un problema físico sobre geometrías complicadas. El MEF se

usa en el diseño y mejora de productos y aplicaciones industriales, así

como en la simulación de sistemas físicos y biológicos complejos. La

variedad de problemas a los que puede aplicarse ha crecido enormemente,

siendo el requisito básico que las ecuaciones constitutivas y ecuaciones de

evolución temporal del problema a considerar sean conocidas de

antemano.

Además, el MEF, permite estudiar desde las piezas más simples, hasta las

más complejas, o incluso conjuntos, lo cual lo hace especialmente

interesante su aplicación al campo de la medicina o la ingeniería biomédica.

De hecho, en el caso desarrollado a continuación, se ha tratado el implante

de la prótesis más allá del diseño de los componentes. Se ha perseguido

el estudio de la articulación con la prótesis ya implantada, ya que resulta


INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


inútil valorar el comportamiento de los componentes protésicos en

exclusiva, puesto que al ser de titanio pierde sentido estudiarlos a tan baja

escala de solicitaciones.

En definitiva, se ha conseguido modelizar el comportamiento de la

articulación una vez operada, y comprobar hasta qué punto se debilita la

estructura ósea por el implante, cómo se comporta y cuándo falla el

conjunto frente a diferentes solicitaciones. Teniendo como objetivo estudiar

el fallo de los componentes óseos y protésicos de la articulación, y no otro

tipo de lesiones como puedan ser luxaciones, este hecho es muy

importante remarcarlo y será algo reiterado a lo largo del presente anexo.

Debido a que la mayoría de problemas articulares y lesiones del hombro no

tienen que ver con los huesos, más si cabe si se van a estudiar movimientos

y posiciones. Es por ello que se hace necesario cambiar el punto de mira,

y estudiar el hombro como una estructura que tiene que soportar las

solicitaciones estimadas como razonables, para una persona con un

implante en una de sus extremidades superiores, todo ello se verá reflejado

en la elección de las geometrías y el desarrollo de las hipótesis de carga.

Aunque hay que remarcar que todo este tipo de estudios y procedimiento

de simulación, surgen para verificar el correcto funcionamiento del

prototipo, permitiendo aplicar técnicas de rediseño de forma rápida, eficaz

y eficiente. Siendo más valiosa la herramienta y el procedimiento de diseño

y rediseño de la prótesis, que el diseño del prototipo realizado.

3.2.2. Geometría.

La geometría viene determinada por el diseño del prototipo de prótesis.

Este diseño ha sido realizado en 3D mediante el programa de CAD

Solidworks v2014, y adaptado a las diferentes posiciones de estudio para

posteriormente ser sometido a un exhaustivo análisis mediante elementos

finitos. Procediendo en este caso con el programa de CAE Ansys v14,


INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


aunque si la complejidad del caso a estudiar lo ha permitido, se ha

empleado también el módulo de simulación mecánica del propio Solidworks

v2014.

Dentro de este modelo, se realizarán dos categorías de estudios diferentes

que valoren tanto ensayos de laboratorio especificados según normativa

ISO, como distintas situaciones límite de funcionamiento del implante, y que

permitan estudiar posibles optimizaciones del modelo.

En el caso de simulación de un ensayo sobre la componente humeral de la

prótesis, no ha sido necesario recrear ningún modelo, ya que desde el

propio CAD se ha desarrollado el estudio mecánico pertinente sobre el

conjunto del componente humeral. Por no requerir opciones de cálculo y

montaje potentes, y ser mucho más rápido y sencillo su funcionamiento, al

no ser necesario exportar el formato y cambiar de software.

Por otro lado, para el desarrollo de los estudios de casos reales, la elección

de las geometrías de estudio ha sido un factor determinante, ya que tras un

intenso análisis sólo se han escogido posiciones de la articulación a lo largo

del plano frontal. La razón de esta elección radica en que a lo largo de este

plano se produce el único movimiento en el que interviene exclusivamente

la articulación glenohumeral, y la glenosfera y el casquillo de polietileno

contactan casi en la totalidad de sus superficies, es decir, se van a producir

los estados tensionales más críticos.

El estudio de otras posiciones permitiría estudiar los puntos de luxación, o

puntos en los que la musculatura va a sufrir más, porque según la posición

del hombro y el esfuerzo realizado, varía mucho la parte de la anatomía

que trabaja. Es por ello que tras un conveniente estudio anatómico se

decide que los mayores momentos flectores en la cabeza del húmero, y por

lo tanto las mayores tensiones capaces de originar aflojamientos, fallos

protésicos o fallos óseos van a producirse a lo largo del plano frontal y en

los movimientos de aducción y abducción. Donde se van a estudiar los 90º


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SIMULACIÓN


de recorrido en abducción/aducción de la articulación glenohumeral. Ya que

como se ha estudiado en la biomecánica del hombro, al ser un complejo

articular en el que participan 5 articulaciones, hay que diferenciar con

claridad dónde actúa la articulación glenohumeral que es la principal, y la

sustituida. Además de que es en estos 90º grados de recorrido donde se

perciben las solicitaciones mínimas y máximas, por lo que permitirá valorar

un mejor abanico de opciones.

Gracias a que solo se estudiarán los movimientos a lo largo del plano frontal

el cual es un plano de simetría del modelo, es posible aplicar una

simplificación por simetría. Lo cual tiene una gran trascendencia en el

cálculo, y permite reducir el coste computacional de la resolución por MEF

a la mitad.

Llegado a este punto, se procederá por la determinación de las 4

geometrías principales de estudio:

- Componente humeral.

- Posición anatómica o de reposo, 0º de abducción.

- Posición media a 15º de abducción.

- Posición a 90º de abducción.


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SIMULACIÓN


3.2.2.1. Componente humeral.

El componente humeral hace referencia al conjunto de la epífisis y diáfisis.

Y se trata del componente más importante de la prótesis, porque además

de estar destinado a suplantar la zona dañada, es el elemento que va a dar

la rigidez necesaria a la estructura del húmero, el más atacado por el

implante y la cirugía. Esta característica es la que hace que en las

normativas referentes a prótesis de hombro, se determine la necesariedad

de estudiar la componente humeral aparte, ya que va a sufrir las mayores

y más importantes solicitaciones.

Ilustración 85. Geometría: Componente humeral. Elaboración propia.

07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.2.2. Posición anatómica o de reposo, 0º de abducción.

La posición de reposo del hombro es la denominada también como

anatómica ya que es la natural de la articulación. Debido a la disposición

del tronco, el húmero no se sitúa a 90º de la clavícula, por lo tanto el punto

de partida de abducción 0º es el que se va a apreciar en la ilustración que

se muestra más adelante. Esta geometría va a permitir estudiar golpes, y

esfuerzos voluntarios del paciente, referentes tanto a apoyos como a

levantamiento de cargas.

Ilustración 86. Geometría: Posición anatómica. Elaboración propia.

07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.2.3. Posición a 15º de abducción.

La siguiente posición de abducción, se corresponde al de un leve despegue

del brazo con respecto al tronco. En ella se podrán estudiar hipótesis de

carga correspondientes a caídas, y esfuerzos correspondientes a

levantamientos de carga a media altura.

Ilustración 87. Geometría: Posición de abducción media. Elaboración propia.

07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.2.4. Posición a 90º de abducción.

En cuarto y último lugar, se expone la geometría que simula una elevación

del hombro a la altura clavicular, lo cual permitirá simular las hipótesis de

carga correspondientes a los esfuerzos más exigentes ya sea por

levantamientos de carga, empujones o golpes. La geometría es la que se

presencia en la siguiente imagen:

Ilustración 88. Geometría: Posición de abducción 90º. Elaboración propia.

07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.3. Modelizado.

Con respecto a las cuatro geometrías expuestas, se realizarán tres

modelos complejos correspondiente a las tres últimas, que a efectos de

mallado y gestión de contactos mecánicos, son iguales. Es por ello que se

describirán los elementos que los constituyen de forma conjunta,

diferenciando entre componentes óseos y protésicos. No sin antes

mencionar varias fases importantes del modelizado:

- Montaje y contactos entre componentes.

- Tipo de elemento.

- Mallado y convergencia.

3.2.3.1. Montaje y contactos entre componentes.

En el montaje ha sido de vital importancia realizar un cuidadoso proceso de

marcaje de contactos entre cuerpos, seleccionando las caras adecuadas y

discriminando entre superficies target y contact. El criterio seguido para

marcar target o contact ha sido el siguiente:

- Si un elemento convexo se espera que entre en contacto con uno

plano o cóncavo, será este segundo el que deba ser designado

como elemento o superficie TARGET

- Si un elemento tiene una superficie con malla fina y, en comparación,

el otro tiene una malla más gruesa, la malla fina debe ser el

elemento CONTA y la malla gruesa el TARGET.

- Si un elemento es más rígido que otro, el más rígido debe ser el

elemento CONTA y el más suave el TARGET.

- Si un elemento de orden superior subyace en una superficie exterior

y el elemento de orden inferior lo hace en la otra, la superficie con

los elementos subyacentes de orden superior debe ser la superficie

CONTA y la otra debe ser la superficie TARGET.


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SIMULACIÓN


- Si una superficie es notablemente más grande que otra, como puede

ser el caso en el que una superficie rodea a otra, la más grande será

la superficie.

Además se ha empleado como contacto predeterminado, el denominado

en Ansys como Bounded, que en español quiere decir pegado. Este

contacto es el contacto mecánico por excelencia ya que mantiene una

unión rígida entre los cuerpos y evita que haya desplazamientos relativos

entre los cuerpos marcados, lo cual permite visualizar las tensiones de

forma más realista.

Junto a la correcta definición de los contactos, ha sido clave redefinir los

modelos 3D, con el fin de aplicar redondeos a todas sus esquinas en

contacto, además de simplificar las roscas. Labor que ha conseguido

neutralizar la aparición de múltiples puntos singulares que alteraban la

escala y la utilidad de los resultados. Ha sido una tarea especialmente dura

ya que tras ello ha sido necesario quitar el contacto a lo largo de todos los

redondeos, con el fin de “borrar” del ensayo esas esquinas conflictivas.

3.2.3.2. Tipo de elemento.

La elección del tipo de elemento empleado ha sido trivial. Puesto que el

propio Ansys determina un tipo predeterminado para modelos de las

características del expuesto. Al ser un análisis estático estructural con

diversos elementos, el tipo escogido ha sido: Tetraédrico mecánico

estándar, según la denominación de Ansys.

3.2.3.3. Mallado y convergencia.

Además, con el fin de mejorar la obtención de resultados sin alcanzar

niveles de cálculo desorbitados, se han realizado refinados de malla en los

cuerpos más solícitos del modelo: cemento óseo, epífisis y tornillos. Por lo

tanto, se ha escogido un refinado de malla con size 0,25mm para los

tornillos y la epífisis. Y un “contact sizing”, que adapta el refinamiento a las


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zonas próximas al contacto entre los cuerpos escogidos, para los contactos

del cemento óseo con la parte de hueso esponjoso del húmero, y la epífisis

y diáfisis.

Por otro lado, en el caso del modelo de prótesis para el ensayo

experimental, se ha determinado un mallado general fino, sin especificar un

tamaño concreto. Por lo que tras ser realizado de forma completamente

automática, se han comprobado los detalles del mallado y se verifica que

el elemento es de tipo predeterminado, es decir tetraédrico, y de tamaño

0,325 mm.

Finalmente el criterio que ha determinado la convergencia o el nivel de

detalle del mallado, ha sido el tiempo de cada análisis, que para el caso de

los 3 modelos de Ansys ha rondado las 6 h y 30 minutos de media. Por lo

tanto, no se ha estudiado la convergencia al detalle.

3.2.3.4. Definición de componentes.

3.2.3.4.1. Componentes óseos.

Los componentes óseos simulados son dos: húmero y escápula, ya que

son las dos piezas anatómicas constituyentes de la articulación

glenohumeral. En ambos modelos se han tratado de respetar las

dimensiones y forma original, pero asumiendo gran cantidad de

simplificaciones debido a la ausencia de mayor tiempo de dedicación. Aun

así, a efectos prácticos, se puede afirmar que una mejora morfológica del

modelo de los componentes óseos no alteraría los resultados obtenidos.

También, se han diferenciado las diferentes capas y tipos de huesos: hueso

cortical y hueso esponjoso, lo cual permite una representación más realista

del modelo y de su comportamiento real, mediante la simulación de sus

propiedades mecánicas tan diferentes entre sí, las cuales se presentan a

continuación:


INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


- Hueso cortical, comportamiento de material anisotrópico. Propiedades expuestas en el apartado 3.1.1.1.1.4.2.2. Caracterización mecánica del hueso cortical. Y en el apartado 3.1.1.1.1.4.2.4. Límite elástico del tejido óseo.

- Hueso esponjoso, comportamiento de material isótropo. Propiedades expuestas en el apartado 3.1.1.1.1.4.2.3. Caracterización mecánica del hueso esponjoso. Y en el apartado 3.1.1.1.1.4.2.4. Límite elástico del tejido óseo.

Para reducir la cuantía del cálculo, se han representado únicamente las

partes más afectadas, y por lo tanto, interesantes de su estructura, es decir,

se ha representado medio húmero, y el saliente correspondiente a la

cavidad glenoidea de la escápula. A continuación se describen sendos

modelos, teniendo en cuenta que los cuerpos óseos se encuentran ya

perforados y acomodados para introducir la prótesis.

3.2.3.4.1.1. Húmero.

El húmero se ha representado en su porción proximal, recogiendo

aproximadamente la mitad del hueso, y con el alojamiento de la prótesis ya

generado. En la siguiente figura se puede apreciar el resultado antes y

después del mallado, además se visualizan en diferentes tonos el hueso

cortical y el esponjoso:

Ilustración 89. Modelo: Húmero. Elaboración propia. 07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.3.4.1.2. Escápula.

La escápula, en comparación con el húmero, ha sufrido una simplificación

mayor, ya que se ha representado exclusivamente la cavidad glenoidea. A

continuación se presenta el modelo realizado, donde ya se ha diseñado el

alojamiento de la prótesis, tan marcado debido a que su montaje se realiza

mediante interferencia, y con la diferenciación por tono del hueso cortical y

el hueso esponjoso.

Ilustración 90. Modelo: Escápula. Elaboración propia. 07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.3.4.2. Componentes protésicos.

Los componentes protésicos simulados son nueve: diáfisis, epífisis,

casquillo, glenosfera, metaglena, y tornillos de compresión autoterrajantes

(2 grandes y dos pequeños). Además, se ha representado la capa de

cemento óseo con la que se rellena el habitáculo de la parte humeral de la

prótesis. Por simplicidad del cálculo y la gestión de los contactos mecánicos

a nivel de simulación, en todos estos modelizados, se han simplificado las

roscas por elementos pasantes.

El titanio, en su aleación más conocida; Ti6Al4V, ha sido el elemento

constituyente de los elementos protésicos metálicos, es decir, todos a

excepción de casquillo y cemento. Sus propiedades mecánicas empleadas

son las especificadas en el apartado 3.1.1.2.1.2.2.Titanio: Ti6Al4V.

3.2.3.4.2.1. Cemento óseo.

El cemento óseo es un elemento muy delicado en la simulación, ya que se

ha generado partiendo de un moldeo de la prótesis y su espesor es variable

y muy reducido en algunos puntos, ya que la prótesis se encaja casi a

presión en el hueso. Este hecho produce numerosos puntos de singularidad

que es imposible evitar en según qué simulaciones. Aun así, como ya se

ha explicado anteriormente, la gestión de los contactos ha permitido evitar

la aparición de puntos de singularidad. Lo que no se ha conseguido evitar

es la aparición de puntos de concentración de tensiones.

Las propiedades del cemento óseo, el cual ha sido interpretado como un

material isotrópico, son expuestas en el apartado 3.1.1.2.1.2.1. Cemento

óseo: Osteobond.


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SIMULACIÓN


3.2.3.4.2.2. Diáfisis.

La diáfisis va a ser el principal punto de agarre de la prótesis al húmero.

Este elemento ha representado cierta dificultad en el cálculo, aunque cabe

recordar que se ha simplificado su roscado interno, han aparecido puntos

de singularidad en la zona inferior, ya que al estar simplificado el modelo

por simetría, la sección que ha quedado en la base es demasiado irregular,

por lo que se han generado redondeos y modificado las zonas de contacto.

El mallado realizado ha sido el que se aprecia en la siguiente ilustración.

Ilustración 91. Modelo: Diáfisis. Elaboración propia. 07/07/2014.


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3.2.3.4.2.3. Epífisis.

En el contacto de la epífisis con el cemento que la rodea, se ha intensificado

el mallado debido a lo conflictivo de la zona a causa de posibles puntos de

singularidad en el modelizado del cemento que lo recubre, además que

coincide con una de las zonas de mayor solicitación debido a que la cabeza

del húmero es una de las zonas que más tensiones derivadas del momento

flector recibe.

Ilustración 92. Modelo: Epífisis. Elaboración propia. 07/07/2014.


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3.2.3.4.2.4. Casquillo.

El casquillo, al igual que ocurre con el cemento óseo, es un elemento

protésico de material distinto al titanio. Concretamente, se trata de un tipo

de plástico que hace las veces de labrum, suavizando la superficie

protésica articular, y evitando el contacto titanio-titanio. Se trata de un

material isotrópico, y sus propiedades mecánicas se resumen en el

apartado 3.1.1.1.2.1.2.3. Polietileno de ultra peso molecular.

El mallado realizado es el siguiente:

Ilustración 93. Modelo: Casquillo art icular. Elaboración propia. 07/07/2014.


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3.2.3.4.2.5. Glenosfera.

Dando paso a la parte escapular de la prótesis, surge la glenosfera, la cual

constituye la otra superficie de contacto polar y es la razón de ser de la

prótesis bipolar inversa. Ya que traslada la superficie articular convexa a la

cavidad glenoidea. En ella se ha simplificado el roscado interno quedando

el mallado como se observa en la siguiente ilustración:

Ilustración 94. Modelo: Glenosfera. Elaboración propia. 07/07/2014.

3.2.3.4.2.6. Metaglena.

El asentamiento de la glenosfera se produce en la metaglena, la cual se

incrusta en la escápula por interferencia. Esta es la razón por la que no se

visualiza cemento alguno en esta parte. Su aspecto previo a la simulación

es el siguiente:

Ilustración 95. Modelo: Metaglena. Elaboración propia. 07/07/2014.


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3.2.3.4.2.7. Tornillos de fijación ósea.

Los tornillos de fijación ósea son cuatro, dos grandes; inferior y superior, y

dos más reducidos en largura, que no en cabeza; posterior y anterior. A

continuación se presenta el modelo resultante de los tornillos, una vez

aplicado mallado y simplificaciones, donde debido a la simplificación por

simetría, los tronillos meridionales están seccionados por la mitad, y el

tornillo anterior no se representa en el modelo.

Ilustración 96. Modelo: Tornil los de fi jación ósea. Elaboración propia.

07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.3.5. Modelos de estudio.

Para finalizar este apartado, se van a disponer ya los modelos definitivos

de estudio. Definiendo, en primer lugar los componentes según sus

características de material, volumen y masa, y posteriormente por número

de nodos y elementos, para ambos tipos de modelos; el de la componente

humeral para Solidworks y los de la articulación para Ansys. Cabe destacar

que el mallado se ha realizado automático tras especificar el tamaño de

elemento

- Características del modelo de FEM del componente humeral.

Tabla 26. Resumen: Modelo del componente humeral. Elaboración propia.

07/07/2014.

- Características de los modelos de FEM de la articulación.

Tabla 27. Resumen: Modelos de la art iculación. Elaboración propia.

07/07/2014.

Material Componente Volumen (mm3) Masa (g) Nº de nodosNº de

elementosTitanio Diáfisis 1499,9 12,1 35.024 23.282

Titanio Epífisis 2839,9 17,1 48.725 32.389

TOTAL - 4.340 29 83.749 55.671

Material Componente Volumen (mm3) Masa (g) Nº de nodosNº de

elementos

Hueso cortical Húmero cortical 10139,0 18,3 183.451 102.290

Hueso esponjoso Húmero esponjoso 28093,0 12,6 144.197 82.611

Cemento óseo Cemento diáfisis 3973,1 4,8 166.715 96.603

Cemento óseo Cemento epífisis 1390,7 1,7 612.634 388.483

Titanio Diáfisis 1499,9 12,1 24.799 13.282

Titanio Epífisis 2839,9 17,1 914.165 616.640

Polietileno UPM Casquillo 13797,0 12,8 53.843 30.975

Titanio Glenosfera 4967,5 25,9 33.207 18.863

Titanio Metaglena 1527,1 18,2 23.202 12.907

TitanioTornillo de compresión

autoterrajante (grande)20,8 1,0 4.328 2.214


autoterrajante (grande)20,8 1,0 4.328 2.214


autoterrajante (pequeño)32,8 1,7 4.870 2.591

Hueso cortical Escápula cortical 10139,0 18,3 183.451 102.290

Hueso esponjoso Escápula esponjoso 20475,0 9,2 69.563 40.337

TOTAL - 98915,6 154,7 2.422.753 1.512.300


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SIMULACIÓN


Vistas las características que tienen, tanto mecánicas como del mallado. A

continuación se van a presentar los distintos aspectos finales que

mantienen las mallas de los diferentes modelos.

3.2.3.5.1. Componente humeral.

Hace referencia a la epífisis y diáfisis, y es el miembro que va a constituir

la estructura principal del húmero una vez implantada la prótesis. Es sin

duda, el elemento más importante de la prótesis ya que es el que más

solicitado va a estar.

Ilustración 97. Modelo del componente humeral. Elaboración propia.

07/07/2014.


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3.2.3.5.2. Posición anatómica o de reposo, 0º de abducción.

Ilustración 98. Modelo: Articulación en posición anatómica. Elaboración

propia. 07/07/2014.


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3.2.3.5.3. Posición a 15º de abducción.

Ilustración 99. Modelo: Articulación en posición de abducción media.


3.2.3.5.4. Posición a 90º de abducción.

Ilustración 100. Modelo: Articulación en posición de abducción a 90º.



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SIMULACIÓN


3.2.4. Hipótesis de carga y simulación.

Con el fin de evaluar la prótesis, se decide seguir como principal referencia,

los estudios realizados en el libro: “Prótesis de hombro «KIMS». Estudio

experimental.” De los doctores: E. Galindo-Martens, E. Galindo-Andújar y

EC. Rodríguez-Merchán, pertenecientes al Instituto Madrileño de

Traumatología y al Hospital Universitario La Paz, Madrid.

Cabe destacar, que el Dr. Galindo-Martens es el mayor precursor,

investigador y experto en prótesis de hombro en general, y concretamente

en prótesis de bipolaridad inversa como la que se está desarrollando en el

presente Proyecto.

A continuación, se van a desarrollar varios ensayos simulados mediante la

gestión de los diferentes modelos 3D expuestos en apartados anteriores.

Estos ensayos, están pensados para ser realizados en casos reales, es

decir, en huesos de cadáveres, que permite recrear de forma más real el

comportamiento de los materiales. Aun así, existe aún un gran vacío entre

los ensayos y simulaciones de casos concretos mediante MEF que se van

a realizar en el presente Proyecto e incluso los experimentos reales, con lo

que de verdad ocurre tras implantar la prótesis.

Principalmente, debido a que la acción de tendones y músculos no se

puede recrear fielmente en los ensayos. Como se puede apreciar en la

siguiente imagen, procedente del Hospital Universitario de Brighton,

concretamente de uno de los ensayos más avanzados, tecnológicamente

hablando, del mundo. Se recrea la acción del manguito de los rotadores

como el de un cabestrillo, o bolsa que contrae la cabeza del húmero hacia

el tronco.


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SIMULACIÓN


Ilustración 101. Ensayo en laboratorio. E. Galindo Martens. 07/07/2014.

El Dr Borowsky, precursor de esta metodología, utiliza un sistema de

ensayo controlado por consola, de doble columna MultiTest 10-x para

simular la movilidad del paciente y sus movimientos después de un periodo

de tiempo determinado. Durante el ensayo, la prótesis se fija a un cadáver

y el MultiTest 10-x se usa para tirar del lugar donde se ha de situar la

prótesis a una velocidad constante, a tracción, tal y como lo harían los

músculos normalmente.

Por lo tanto, a falta de las probetas que permitan realizar implantes reales

de un prototipo, o de la maquinaria necesaria para valorarlo, se procederá

mediante simulación por ordenador, siendo además lo más adecuado para

desarrollo de un prototipo. Los estudios o ensayos realizados son los que

se exponen a continuación, que han sido aplicados al modelo con

abducción de 15º.

- Determinación de los rangos de movimiento.

- Ensayo de resistencia mecánica del componente humeral.

- Ensayo de resistencia a fatiga del componente humeral.

Por otro lado, se decide estudiar el comportamiento del implante, razón

principal por la que se han recreado los componentes óseos, en casos de

aplicación concretos con unas hipótesis de carga lo más cercanas posibles

a la realidad de uso.


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SIMULACIÓN


- Levantamiento de 30 kg en posición anatómica.

- Apoyo del peso del cuerpo en el brazo, en posición anatómica.

- Impacto frontal contra cuerpo móvil, en posición anatómica.

- Levantamiento de 15 kg en posición de abducción media.

- Caída vertical sobre un solo brazo en posición de abducción media.

- Levantamiento de 5 kg en posición de abducción a 90º.



- Lanzamiento de un objeto en posición de abducción a 90º.

3.2.4.1. Ensayos experimentales de la prótesis.

Como ya se ha comentado al inicio del actual apartado, los ensayos

experimentales pretenden reflejar los estudios de laboratorio por los cuales

se ensayan las prótesis por medio de maquinaria específica. En el caso de

estos primeros estudios, se ha decidido emplear el módulo de simulación

mecánica de Solidworks v2014, ya que son modelos sencillos, con unas

hipótesis de carga simples y un funcionamiento también trivial ya que no

entra en juego ningún movimiento relativo o contacto entre múltiples

cuerpos simultáneamente.

A lo largo de estos ensayos, se va a analizar únicamente, de acuerdo con

la norma ASTM F-1378 Standard Specification for Shoulder Prostheses, el

componente humeral de la prótesis. Puesto que es el más solicitado, debido

principalmente a las tensiones derivadas del momento flector que se

concentran en la cabeza del húmero por ser la parte más proximal. En

cambio, el componente glenoideo mantiene unas dimensiones mucho más

reducidas y su sección es mucho mayor además de que se encuentra

encajado a la escápula por medio de 4 tornillos y el tronco de la metaglena.

Con todo ello queda suficientemente justificado el proceder de los

siguientes ensayos.

Como se especificará en el apartado 5.2.3. Ensayos a realizar sobre los

componentes protésicos, perteneciente al Pliego de Condiciones del


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SIMULACIÓN


Proyecto, cada uno de los componentes es estudiado y ensayado

individualmente y en conjunto. Todo ello con el fin de determinar su

adecuación de cara al remplazamiento protésico.

En el caso presentado, sólo se han estudiado el ensayo de movilidad al

conjunto protésico, y los ensayos aplicados al componente humeral por ser

los más exigentes.

3.2.4.1.1. Determinación de los rangos de movimiento .

La prótesis diseñada debe cumplir la norma ASTM F-1378 Standard

Specification for Shoulder Prostheses, la cual normativa de referencia de

aplicación en prótesis de hombro con componentes glenoideo y humeral.

Los rangos de movimiento deben ser evaluados mediante un inclinómetro

y para cada uno de los criterios establecidos en la norma. Además se

requiere que los gestos de rotación interna y externa realicen partiendo de

la posición anatómica, y de la posición de abducción a 90°.

A falta de un prototipo construido y de un inclinómetro, en el presente

Proyecto se quiere dejar constancia de la completa movilidad de la prótesis.

Para ello se han aplicado relaciones de posición al conjunto diseñado por

ordenador, con el fin de poder posicionarlo a lo largo de sus tres grados de

libertad, definidos en la siguiente imagen:


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SIMULACIÓN


Ilustración 102. Ensayo de movil idad: GDL. Elaboración propia. 07/07/2014.

Como se puede apreciar, la prótesis excede los requisitos mínimos de

movilidad, ya que al tratarse de una prótesis bipolar inversa, el contacto

esférico permite unas rotaciones de al menos 180 grados en los ejes del

plano glenoideo y de 360 grados en el eje longitudinal. Por lo tanto, se

verifica que cumple con las especificaciones de la norma ASTM F-1378, y

que únicamente se restringirán estos movimientos una vez implantada,

adaptándose a las restricciones anatómicas de la articulación. Como

ejemplos del ensayo, a continuación se exponen tres imágenes de los

casos límite que se han estudiado para poder verificar la movilidad de la

prótesis.


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SIMULACIÓN


- En posición completamente vertical, horizontal en la imagen:

Ilustración 103. Ensayo de movil idad: posición vertical. Elaboración propia.

07/07/2014.

- En posición completamente horizontal, vertical en la imagen:

Ilustración 104. Ensayo de movil idad: pos horizontal. Elaboración propia.

07/07/2014.


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SIMULACIÓN


3.2.4.1.2. Ensayo de resistencia mecánica del componente

humeral.

La evaluación de resistencia se realiza aplicando cargas de compresión

mediante una máquina universal de ensayos, sobre el componente humeral

de la prótesis de hombro. Nuevamente, bajo las especificaciones de la

norma ASTM F-1378 Standard Specification for Shoulder Prostheses, la

prótesis se dispone con una inclinación de 60º con respecto a la horizontal,

y se empotra distalmente hasta dejar un voladizo de al menos 20 mm de

longitud en su parte proximal.

De nuevo, a falta de una máquina universal de ensayos y de un prototipo,

se va a recrear el ensayo de resistencia mediante el módulo de simulación

mecánica de Solidworks v2014. El modelo de estudio resultante sería el

expuesto en la siguiente ilustración:

Ilustración 105. Ensayo de resistencia: Condiciones de contorno y mallado.



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SIMULACIÓN


Nuevamente, de acuerdo con la normativa ASTM F-1378, se va a estudiar

una posición de abducción a 90º, dónde, los estudios de la cinética articular

del hombro indican que, durante el movimiento de elevación del brazo, la

fuerza presente en la articulación con el brazo a 90° de abducción equivale

aproximadamente a 0,9 veces el peso corporal. Durante el levantamiento

de un peso de 10 N con la mano, la fuerza generada puede llegar a ser de

1,45 veces el peso corporal, por lo tanto, se determinan las siguientes

condiciones de ensayo:

- Disposición de la prótesis en ángulo de 60º con la horizontal.

- Empotramiento desde su parte distal hasta dejar 20mm de voladizo.

- Precarga de 80 N equivalente al peso propio del brazo.

- Carga de 720 N, correspondiente al peso de 10 N en abducción de

90º.

A continuación, se presentan estos ensayos realizados mediante el

software informático. En primer lugar, aparece la imagen de la prótesis

deformada por la actuación de la fuerza, alcanza en su extremo más

proximal un desplazamiento total de 0,462 mm, un valor más que

aceptable.

Ilustración 106. Ensayo de resistencia: Desplazamiento máximo.



INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


Vista la deformada, el siguiente paso es el estudio del mapa de tensiones

de Von Mises, que como se puede apreciar a continuación, alcanza su

punto más crítico en la sección de empotramiento. Esta tensión de 374 MPa

se encuentra muy por debajo del límite elástico del Ti6Al4V, que es de 930

MPa.

Ilustración 107. Ensayo de resistencia: Tensiones de Von Misses.


Partiendo de los datos anteriores se considera inicialmente como condición

de fin de ensayo la rotura del sistema o cuando se superara un valor

máximo de carga de 2.400 N, equivalente a 3 veces un peso corporal

valorado en 80 kg. Un fallo de la prótesis, que jamás llegaría a producirse

una vez implantada, ya que antes aparecería un fallo muscular, tendinoso,

etc.

Con todo ello, queda comprobado como la prótesis supera

satisfactoriamente el ensayo a tracción propuesto por la norma ASTM F-

1378 Standard Specification for Shoulder Prostheses.


INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


3.2.4.1.3. Ensayo de resistencia a fatiga del componente humeral.

Una vez estudiada la resistencia mecánica, a continuación se va a proceder

con el ensayo a fatiga. El cual no resulta tan importante puesto que

normalmente los implantes se realizan en personas mayores que superan

los 60 años cuyo nivel de esfuerzo y uso es mucho más reducido en

comparación con cualqueira de los ensayos o estudios que en el presente

anexo se van a realizar.

Aun así, para cumplir con la normativa ASTM F-1378 Standard

Specification for Shoulder Prostheses, se parte del anterior análisis estático

desarrollado para el ensayo de resistencia mecánica, y se introducirán las

siguientes condiciones de ensayo:

- Cargas cíclicas mediante un seno rectificado de amplitud constante

de 720 N, manteniendo una precarga de 80 N, siendo el total de la

carga aplicada sobre la prótesis de 800 N.

- La frecuencia de aplicación de carga ha sido de 8 Hz.

- La condición de fin de ensayo fue fracaso del sistema o hasta

alcanzar 100.000.000 de ciclos.

- Curva S-N de Titanium Alloys, el programa no especifica

concretamente la curva de la aleación Ti6Al4V, aun así debido a que

las características del material no varían en exceso, y que

previsiblemente no será un factor determinante en el resultado, se

da por válido.

Expuesto el procedimiento y condiciones del ensayo a continuación se

muestran los resultados obtenidos. En primer lugar, el daño recibido por la

estructura al final de los 100.000.000 ciclos de condición inicial, valor que

se suele dar a los ensayos de fatiga con titanio. Y posteriormente, la vida

total que soporta, a partir de los 1.000.000 ciclos, se considera vida infinita.


INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


Ilustración 108. Ensayo de fatiga: Daño. Elaboración propia. 07/07/2014.

Ilustración 109. Ensayo de fatiga: Vida total (ciclos). Elaboración propia.

07/07/2014.


INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


3.2.4.2. Simulación del comportamiento del implante.

En este punto, se van a desarrollar las simulaciones de uso del implante,

con el fin de interpretar su funcionamiento y probar diferentes situaciones

que fuercen el fallo de la prótesis o en el cemento óseo, o bien, un fallo en

los huesos fruto de una concentración de tensiones excesiva por el

implante de la prótesis.

Como simplificación, se asume que todas las solicitaciones especificadas

en adelante se transmiten directamente al esqueleto del hombro. Un hecho

que no es del todo cierto ya que para cualquier esfuerzo entran en juego

múltiples articulaciones, músculos, tendones, etc. Y por lo tanto, el cálculo

de la fuerza articular resultante transmitida al hombro es un procedimiento

muy complejo. De cualquier manera, esta simplificación permite ahorrar en

cálculo, a la vez que se mantiene el estudio del lado de la seguridad, puesto

que se está sobredimensionando la fuerza actuante en el hombro.

A lo largo de todos estos apartados, se ha asumido como precarga el peso

corporal del brazo, que constituye un 6% del peso total del cuerpo, que para

una persona de 80 kg como la estudiada suponen 4,8 kg de masa, unos 50

N.

Además, con el fin de evitar confusiones, hay que remarcar que al hablar

de los siguientes casos de estudio, están referidos a un solo brazo, es decir

que los pesos son levantados única y exclusivamente con el brazo operado.


INVERSA DE HOMBRO


SIMULACIÓN


3.2.4.2.1. Caso 1: Levantamiento de 30 kg en posición anatómica.

Empezando el estudio de la posición anatómica, se va analizar el efecto en

tensiones y deformaciones de levantar un peso de 30 kg desde el centro

de masa del húmero. Las condiciones del ensayo han sido las siguientes:

- Simetría a lo largo del plano XZ.

- Empotramiento en la cara más proximal de la porción de la escápula

correspondiente a la cavidad glenoidea.

- Peso corporal del brazo de 50 N, aplicado en el centro de masa del

húmero, es decir en la cara inferior de la parte de hueso esponjoso

del húmero.

- Fuerza de 300 N en la cara inferior de la parte de hueso esponjoso

del húmero en dirección vertical y hacia abajo.

Los resultados de tensiones y deformaciones son los que se pueden

apreciar en los siguientes mapeados. Tensión máxima: 65 MPa.

Deformación total máxima total: 1,2 mm.