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ANfl'lTJMICI DEL. tiUESO
¡-.cis huesos consti tuyer? el p r i n c i p a l drqanci d e so!st&n, as1
como los i n s t r u m e n t o s p a s i v o s d e l a l o c omoc i bn . For-inari una
e s ' t r u c t u r a d e m a t e r i a l d u r o en el. c u a l se i n s e r t a n los rntisiiulos
e s q u e l & t . i c o s , e s t a e s t r u c i t i r a p r e s t a a p o y o e i n s e r c i O n a l a s
pa r t . e s b l a n d a s , l a s cons i z r va e n SL( p o s i c i b n , ayuda a l a
regu1.aci .dn d e i d s d i v e r s a s p r e s i o n e s in t . e rnas , conf iere
e a t a b i % i d a d a t o d o el organismo y p r e s e r v a su forma. L.os huesos
for-man l a s a r t i c u 1 a c : i o n e s que s u e l e n ser m o v i b l e s ; en ~11.~1s.
ac t i i an como p a l a n c a s p a r a ejc?cutar- los mov im i en t o s .
HIJESO O '1LJ IDO OSEU: t f a ta f o r m a d o p o r t e , j i d o con.juwt: ivo en
el . q u e l.a sus t . anc i a i , n t . e r - c e lu l a r se ha . v u e l t o du ra p o r 1.a
imp r e gnac i dn c on s a l e s m i n e r a l e s , s o b r e todo .fosfato de ca l . c i .0 y
c a r b o n a t o s d e c a l c i o . Las scales m i n e r a l e s o m a t e r i a i n o r qA r i i c a ,
r::ons.t.ituyen cerca d e l a s d o s t e r c e r a s p a r t e s d e l p e s o del. hueso.
L a tnater j .a o r gan i . ca , que se compone? de c & l i u l a s l 'vasos s a n q u i n e o s
y s i cs t .anc ia c a r t i l a g i . r i o s a , Forma el terc io rest.ante.
f lp rox imadamente el 90% de:i c a l c i o t o t a l . del c u e r p o se hal1.a
e n el hueso , l a o s i f i c a c i a r i y el crecimiento adecuado dependen
de :
1 ) L a s c a n t i d a d e s a p r o p i a d a s d e ca l c io y de f h s f o r o en los
a l i merit os.
2 ) De l a s s u s t a n c i a s qu i rn i cas í v i t a m i r i a s y hormonas) q u e
p e r m i t e n a l a s crSl.ulas hseas u t i . % i z a r el ca1.ci.o y el
f :d i s fo ro .
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EL e s y i r e l . e t o del. adul . to c0nst.a
CRANEU
CORA
UIDU
M I U IDES
COLLIMNA VERTEBRAL
ESTERNON Y COSTILLAS
EXTREMIDADES SUPERIORES
EXTREM I DADES XNFEfi IURES
d e LC)b h u e s o s :
0
14
6
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36
?,C L.1
64
62
L o s h u e s o s d e d i v i d e n d e a c u e r d o tori sil forma, e n c u a t r o
11.ases: a) L a r g o s , b) Cortos , c ) P l a n o s , d ) I r r e g u l . a r e 5 .
a! LARGOS: C 0 n s t . a d e cwia d i k f i s i s y d o s e x t . r e m i d a d e s . Todos
los h u e s o s l a r g o s t . i e n e n p o r l o q e n e r a l u n a .Forma m a s
O menos curva, l o q u e 1.~35 d a mayor- resistencia. Se
e n c L i e n t r a n pr - inc ipa1 .ment .e en los b r a z o s y en l a s p i e r - n a c ; ,
como p o r e . j ecnplo , el h?mern .
b ) CORTOS: T i e n e n .forma i r r e g u l a r , l o s h u e s o s cortos son los
1 6 huesos d e l c a r p o , l o s 14 h u e s o s d e l t a rso y l a s 2
r O t 11 1 as.
c) PLHhlUS: E l t . e . j i d o Oseo se e x p a n d e p a r a .Formar p1.ac:as
planas, anchas a a l a r g a d a s un e j e m p l o es el h u e s o
o c c i p i t a l .
d ) IRREGI.JLARES: A causa d e su forma p e c i . r l i a r n o pueden
c las i f i carse en n i n q u n a d e l a s v a r i e d a d e s a n t e r i o r e s .
L a s . v e r t . e b r - a s s o n buen e j e m p l o d e ellos.
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FISIULUGIA DEL. HCIESíl
ES'TRUC'TURA Y CUMPOSICIOI\I (IUIMICA: E l hueso es una forma mi-iy
e s p e c i a l i z a d a de t e j i d o conectivn, que se c a r a c t e r i z a p o r su
st-tst an c i a '1' i en e tres t i pos d e c e I LI i a 5
a!;oci.adas cor1 fiinciones e s p e c i f i c a s ; los o s t . e o h l a s t o s c o n l a
f isrrnacibn del hi-teso, los osteocitos con su mant en im i en t o como
t e j i d o v i v o y los o s t e o c l a s t o s con l a resor-cidn d e l hueso . Es tas
cel u1 as prec :eden d e a n t e c e s o r - e s cc)mLinesv se h a l l a n muy
iriterrel ac i . onadas y son c a p a c e s , adem3.5, d e t r a n s f o rmar s e 1 as
unas en l a s ot ras .
i n t er c e I 1.1 I. ar c a 1 c i -F i cad a I
La sc i s tanc i a fcindamerital. est:& .formada por compi.iest.os
organices y c o n s t i . t r i y e l a deriominada m a t r i z daea, e n l a que se ha
d e p o a i t a d o una sust.anci.a m i n e r a l ~:ompl.e.ja que c o n t i . e n e c a l c i o ,
+osf a to , c a r b o n a t o , y c i t r - a t o , con estr-uctura c r i . s t a l i n a
( c r i s t a l e s dseos).
Ademas, existe abundant-e c a n t i d a d d e aqiia que v a r i a seqrlin l a
eclad. E l tejldo.~sen r e c i e n f o r m a d o t i e n e a l . r r e d e d o r de un Mi% c l e
agi iaI m ien t . ras q u e en el hueso c o r t i c a l s e n i l e s t a c i f r a
de!íc:iende a un I O X . E l c on t en i d c i a c u o s o med i o d e l hueso adu l t . o es
de t.in 25 a un XiX. La mayor pa r - t e d e l aqua íe h a l l a l i g a d a 3 : I , C J E ~
c r i s t a i e s . d e manera t a l que no puede ext . r -a&rse la n i aQri con
p o t . e n t e s i.11. t . racentr .3 fi..igas.
Mi ent.t-as que l a mat.er-i a o r q A n i ca d e l hueso compac to normal.
pe rmanece r e l a t i , v a m e n t e c:oristani:e en r e l a c i d n con su voli..tmen, % a
ca:Lci:f:ic:ac~:i.hn d e l h u e s o se h a c e m e d i a n t e el r e m p l a z o de l agua por-
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l o s c r i s t a l e s de l mineral bseo.
Con respecto a l pes0 seco d e l hueso compacto, l a mat r iz bsea
representa un 35% y l a f r a c c i b n inorgan ica e l 65% restante, s i n
embargo, e l hueso r e c i e n formado t i e n e una proporc ibn bast.ant.e
mayor de sustanc ia organica.
E l 90 a 95% de l a mat r iz asea e s t a c o n s t i t u i d o por f i b r a s
colagenas, mient ras que e l 5 a l 10% r e s t a n t e corresponde a un
medio homoghneo llamado sustanc ia fundamental.
La f r a c c i b n mineral de l hueso posee pr inc ipa lmnte iones
c a l c i o , fos fa to , o x h i d r i l o , carbonato y c i t r a t o , con pequena
cant idad.de $& otros, en especia l sodio, magnesio, potasio, c l o r o
y f l o ü r . Los es tud ios rea l i zados con R X han demostrado que e l
hueso posee una e s t r u c t u r a c r i s t a l i n a , per tenec ien te a l grupo de
l a s apat i tas .
I Las f i b r a s colagenas del hueso - como aquel las de l o s
tendones - dan gran r e s i s t e n c i a a l a compresibn. Se ha comparado
a l hueso con e l hormigbn armado, donde e l acero sumin is t ra l a
r e s i s t e n c i a a l a tenaibn, y l a megcla de cemento, acero y grava
l a r e s i s t e n c i a a l a compresibn.
Desde e l punto de v i s t a de l a a r q u i t e c t u r a y ordenamiento,
e1 t e j i d o bseo se d i v i d e en compacto y esp,on.joso. La unidad
e s t r u c t u r a l para e l hueso compacto o dura es l a osteona, en t a n t o
que para e1 hueso esponjoso es l a t rabecu la baea. La osteona
consta de l a m i n i l l a 5 conchntr icas agrupadas a l r rededor de un
canal a x i a l , que cont iene vasos sanguineos y t e j i d o conect ivo
l a x o formando l o que se l lama un sistema de Havers. En e l hueso
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espon-joso v a r i a s l a m i n i l l a s j un tas cons t i tuyen una t rabecu la
&sea, cuyas caras se h a l l a n rodeadas de espacios medulares que se
comunican e n t r e si.
~ No hay d i f e r e n c i a s en l a e s t r u c t u r a o en l a s cual idades
b i o l r i o i r a m de l a 5 l a m i n i l l a s &seas e n t r e e l hueso compacto y e l
hueso esponjoso, s i n o solamsnte en l a d i spos i c ibn espacia l de l
ma te r ia l de construccibn. En un caso e l t e . j i d o bseo forma
es t ruc tu ras masivas de gran r e s i e t e n c i a a l a carga, en e l o t r o
1 i ge ras armazones trabeculares.
E l hueso e s t a b i h n vascular izado. En e l hombre,,, e l f l u j o
songuineo bseo t o t a l es de 200 a 400 m l í m i n . Hay una gran
s u p e r f i c i e de contacto e n t r e e l hueso y e l l i q u i d o ex t race lu la r ,
especialmente en e l esponjoso, en l a que se r e a l i z a n l o s
in tercambios i d n i c o s y 106 procesos de deposic ibn y reso rc ibn
osea.
FUNCIONES de l HUESO: Las propiedades de l esqueleto como
brgano de sosten se deben a sus componentes; asf , los compuestos
minerales l e dan su r i g i d e z y l a sustanc ia organica su
e l a s t i c i d a d . Cuando cont iene pocas sustancias minerales e l hueso
puede doblarse, como se observa en e l raqui t ismo; por o t r a par te ,
l a escases de sustanc ia organica determina su f a c i l f r a c t u r a .
E l hueso es; un t e j i d o v i v i e n t e y se h a l l a en in tercambio
cont inuo con e l l i q u i d o e x t r a c e l u l a r , y por medio de es te con l a s
c e l u l a s d e l organismo. E l esqueleto cons t i t uye l a p r i n c i p a l
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reserva de c a l c i o (98%) y de f bs fo ro (85%) del organismo y por
o t r a par te , s i r v e tambien de reserva .de iones c i t r a t o i90%), de
sodio i46%) , y de magnesio.
E l hueso puede deposi tar en su trama s b l i d a a d i f e r e n t e s
sustanc ias minerales, e n t r e e l l a s e l plomo, e l rad io , e l f l u o r ,
e l arsenico, etc., razbn por l a cual se habla de su papel
a n t i t b x i c o . La m o v i l i i a c i b n de es te plomo depositado es capaz de
determinar l a apa r i c ibn de sintbmas tbx icos. Las mencionads
sustanc ias minerales pueden eJercer e fec tos p e r j u d i c i a l e s ; as1 el
r a d i o dest ruye a l a s c e l u l a s hemocitopoy12ticas de la medula asea
y pruduce anemias a p l a s t i c a s mortales. E l f l u o r si se deposi ta en
exceso, a l t e r a l a e s t r u c t u r a beea ysegün l a dos i s ocasiona
os teopet ros is ( hueso compacto como marfi.1 ) 0 b i e n qu is tes a
zonas desca lc i f i cadas . E l es t ronc io 90 es un.producto de f i s i b n
de l a s explosiones nucleares, que contamina a la atmbsfera por
l a r g o tiempo e i n c l u s o en lugares alejados; su absorcibn por el
hueso c o n s t i t u y e una de l a s secuelas mas pe l i q rosas de l a s
explosiones atbmicas. E l r a d i o y e l e s t r o n c i o 90 pueden causar
degeneracibn maligna de l a s c e l u l a s aseas y formacibn de sarcomas
osteog&nicos.
HUESO INTERCAMBIABLE Y NO INTERCAMRIARLE: Hay t r e s
importantes y d i f e r e n t e s procesos bioquimicos e n t r e los iones en
so luc ibn y el mineral bseo, que t i enen lugar en l a i n t e r f a c e
l i q u i d o e x t r a c e l u l a r - c r i s t a l bseo. E l l o s son l a deposic ibn bsea,
e l in tercambio i b n i c o y l a reso rc ibn asea.
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E l hueso r e c i e n depos i tado se encuentra e n e q u i l i b r i o con el
l i q u i d o e x t r a c e l u l a r , por l o que r e c i b e el nombre de "hueso
intercambiable". E l intercambio de los d i v e r s o iones tiene lugar
entre l a s u p e r f i c i e de 105 , cristales aseos y el l i q u i d o
e x t r a c e lu l a r . Es un proceso mucho mas rap id0 que l a l a deposic idn
&sea.
De esta manera, cuando aumenta l a concentracian d e i o n
c a l c i o en el l i q u i d o e x t r a c e l u l a r este se depos i ta e n el hueso,
mientras que l a disminucian e n su concentracian conduce a l camino
inverso . Se ha ca l cu lado que l a f r a c c i an d e l c a l c i o dseo e n
intercambio i b n i c o con el l i q u i d o e x t r a c e l u l a r representa de 3 a
bgr. d e c a l c i o e n el hombre; se le l lama tambihn " c a l c i o
intercambiable de l 'hueso " .
Para que un i o n c a l c i o de l mineral aseo pase a l l i q u i d o
e x t r a c e l u l a r , el c r i s t a l bseo debe descender el producto i d n i c o
c a l c i o por f b s f o r o de l suero o b ien tomar H+,Na+,Mg++, u otros
cat iones . Se d i s c u t e si este proceso es puramente f i s i c o ( de
acuerdo con l a s l e y e s d e fus idn ) 0 si haya una pa r t i c i pa c i bn
ce lu lar . De todas maneras l a neutra l idad se mantiene y no hay
intercambio neto d e iones. Este proceso permite l a pronta
normal izacian de l a calcemia
actüa aun e n ausencia de l a s
En cambio, l a 5 osteonas
encuentran e n e q u i l i b r i o con - - - _ -
ante rap idas v a r i a c i one s de e s ta , y
parat iroi deas.
mas maduras y mas c a l c i f i c a d a s n o se
el l i q u i d o e x t r a c e lu l a r , por l o que
!
I e s t a f r acc ihn se denomina "hueso nrb intercambiable", y " c a l c i o n o
intercambiable de l hueso" a l c a l c i o contenido e n e l l a . Esta
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representa mas d e l 90% de l c a l c i o bseo. e l organismo no puede
entonces disponer de es te c a l c i o a menos que destruya l o s
c r i s t a l e s bseos, l o que hace por medio de los osteoc lastos,
e s t i mu1 ados por 1 a hormona pa ra t i ro idea .
DEPOSICION OSEA: Se denomina o s i f i c a c i b n a l a t rans ferenc ia
de t e j i d o conec t ivo membranoso O c a r t i l a g i n o s o en t e j i d o bseo. En
e l pr imer caso se habla de o s i f i c a c i b n endocondral. Los huesos de
l a bOveda craneana, de l a cara y de l a mandibula se forman por
o s i f i c a c i b n endoconjuntiva, mient ras que l o s huesos de l o s
miembros y de l t ronco l o hacen a l a vez por o s i f i c a c i b n
endocontral y por o s i f i c a c i d n p e r i b s t i c a (que es un t i p o de
..
o s i f i c a c i b n endoconjunt iva).
La deposicictin bsea se debe a c e l u l a s llamadas osteoblastos,
que . fabr ican l a mat r iz bsea y crecen a s i l a s condic iones
bioquimicas necesar ias para l a c a l c i f i c a c i d n . Mient ras lo hacen
segregan cantidades considerables de una enzima, l a fos fa tasa
a l c a l i n a , que pasa a l a sangre donde pude valorarse. Se considera
que e l n i v e l p lasmat ico de fos fa tasa a l c a l i n a es un i n d i c e de
a c t i v i d a d os teob las t ica , y que su aumento representa una mayor
regeneracien bsea.
E l pr imer paso en l a deposic idn &ea parece ser l a s i n t e s i s
i n t r a c e l u l a r de precursores de colaqeno en l o s osteoblastos. La
secresibn de esas molhculas de tropocolageno en e l medio
e x t r a c e l u l a r conduce a l a formacibn de f i b r i l l a s de colageno. E l
tamano y l a forma del huesa se deben a l a cant idad de colageno
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calcificable elaborado y la orientacibn tridimensional de la5
correspondientes fibrillas.
Se denomina calcificacibn del hueso al proceso bioquimico
poe medio del cual las sales de calcio se depositan en la matriz
bsFPa.
La calcificacibn depende de tres tipos de factores:
humorales ( del liquido extracelular ) , tisulares í de la
composicibn quimica de la matriz bsea ) y celulares í de
osteocitos u osteoblastos ). Cabe preguntarse porque la
calcificacibn es un proceso limitado, es decir que llega un
momento en que se detiene. A medida que la deposicibn bsea
prosigue, el' cristal en crecimiento remplaza el agua. La
progresiva exclusibn del agua vuelve paulatinamente mas lento a
la difusibn, hasta que no hay mas intercambio significativo entre
loa cristales y los ion- del ambiente, razbn por la cual el
crecimiento del cristal entonces se detiene. Se forma asi. el
mineral bseo no intercambiabl,e, y que SO10 puede ser disuelto por
accibn de las celulas aseas.
RESORCION OCEA: El producto de solubilidad de la
hidroxiapatita es mas bajo que el producto calcio por fbsforo del
suero. es decir que el suero se halla sobresaturado con respecto
a l os cristales de hidroxiapatita. En consecuencia. para que se
produzca. la disolucibn de los cristales aseos se requiere un
mecanismo celular.
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La reso rc ibn asea se debe a l a accibn de c e l u l a s
mult inucleadas denominadas osteoclastos, cuyo nZtmero y a c t i v i d a d
se h a l l a b a j o e l c o n t r o l de l a hormona pa ra t i ro idea . Los
os teoc las tos segregan enzimas que producen despolar izac ibn de l o s
mucopolisacaridos de l a sustanc ia fundamental, h i d r b l i s i s de l
colageno y d i s o l u c i b n de l o s c r i s t a l e s de h i d r o x i a p a t i t a .
No se sabe exactamente cad1 es e l mecanismo i n t e r n o de es te
proceso, aunque en general se considera que l a h i d r b l i s i s de l a
ma t r i z &sea precede a l a d i s o l u c i b n de l c r i s t a l aseo. Se ha dado
impor tanc ia a l a disminucibn de l PH en areas de reso rc ibn baed,
que l l e v a r i a n a l a d i s o l u c i b n de l o s c r i s t a l e s . La produccibn de
c i t r a t o y de l a c t a t o por l a s c e l u l a s bseas s e r i a uno de l o s
mecanismos condic ionantes de es te descenso de l PH.
RELACION ENTRE LA DEPOCICION Y L A RESORCION OSEA: En l o s huesos
de una persona 0 de un animal hay una constante deposic ibn y
reso rc ibn bsea. Durante e l crec imiento l a deposic ibn es mayor que
l a resorc ibn, hecho que determina e l aumento en l a cant idad y e l
c rec imien to d e l huesa. En l o s adu l tas e x i s t e un e q u i l i b r i o e n t r e
l a deposic ibn y l a resorc ibn , de manera t a l que l a masa de l hueso
no var ia , en l a vejez, a l a inversa, l a depoeicibn es menor que
l a resa rc ibn y l a masa bsea disminuye lentamnete.
Estos procesos de deposic ibn y de reso rc ibn se desa r ro l l an
simultaneamente en todo e l hueso. A s i por accibn de l o s
os teoc las tos se forman continuamnete areas de resor-cion bsea, que I
a su vez son l l enados con nuevo hueso depositado por- los
osteoblastos . En el hueso compacto este se depos i t a de ma'nera
concbntr ica, ocupando a l a s areas d e r e so rc ibn desde fue ra hacia
den t ro respetando l a zona que rodea a los vasos n u t r i c i o s b
cana l es de Havers y const i tuyendo l a e s t ruc tu ta t f p i c a d e l a
oeteona.
Los c r i s t a l e s de h i d r ox i apa t i t a crecen en el hueso
neoformado; l a cantidad de agua d e imbibic ibn que los rodea
disminuye gradualmente y pract icamente ha desaparecido a l cabo d e
v a r i o s meses. Para entonces los o s t e o c l a s t o s destruyen e s t a area
- cuyos c r i s t a l e s se han vuelto no intercambiables - para
permitir luego l a formacibn d e nuevo hueso e n ese punto. De e s t a
manera, el balance entre los procesos de deposic ibn y de
r e so rc ibn bsea c on t r o l a el crec imiento , l a forma y l a s cual idades
mecanicas de l hueso. Las f r a c t u r a s bseas determinan una intensa
a c t i v i d a d o s t e ob lAs t i c a ; e s t a c on t i t uy e entre ambos fragmentos
una masa de ma t r i i organica que l a s u n e í denominada c a l l o bseo)
y que poster iormente se c a l c i f i c a . E l c a l l o bseo es formado por
los osteob1ast.os.
CONTROL DE L A FDRMA DEL HUESO POR FACTORES EXTERNOS: E l
hueso v i v i e n t e adapta su estructura y su forma a l a s cargas
m e c h i c a s que soporta. Asi los huesos d e los a t l e t a s o de l a s
personas que e fectüan t r a b a j o s pesados son mas grandes y pesan
mas que los de los n o a t l e t a s b las que r e a l i z a n v i da sedentar ia .
En el caso d e una inmov i l i z ac ibn - po r ejemplo un miembro
- 11 -
I
enyesado- se produce ra re facc ibn de l t e . j i d o aseo de l a
extremidad correspondiente, s i se l e compara con e l lado
c o n t r a r i o de mov i l idad normal.
La carga mecanica tambien regu la l a forma de l hueso. Un ~
ejemplo de e l l o l o b r i nda e l caso de una f r a c t u r a completa de
femur en un nino, en l a que invaluablemente se cons t i t uye un
c a l l o que une a l o s dos fragmentos, atin cuando estos no se
encuentren al ineados y formen por t a n t o u angulo. E l p o s t e r i o r
aumenta l a deposic ibn asea de l lado cancavo y l a reso rc ibn en e l
lado convexo determinaran, a l cabo de uno o dos anos que e l hueso
h a l l a recuperado su forma normal y no pueda ya d i s t i n g u i r s e e l
s i t i o o r i g i n a l de l a f r a c t u r a .
E l p r i n c i p i o de l a mod i f i cac ibn de l a forma y l a e s t r u c t u r a
asea por acci'bn de l a s carga mecanicas e5 aprovechado
frecuentemente en or toped ia y en c i r u g i a bsea. E l desplazamiento
de los d ien tes en l o s maxi lares por e f e c t o de l a s fuerzas
mecanicas cont inuas se emplea constantemente en ortodoncia. Asi
mismo l a a l i neac ibn de l o s fragmentos de l a , f rac tu ras por medio
de aparatos mecanicos, con e l f i n de p e r m i t i r l a i nmov i l i zac ibn
inmediata de l miembro y ace le rar l a curac ibn de aquel los. Mucho
se ha inves t igado sobre l a na tura leza del es t imu lo que induce a
l a formacibn y dest rucc ibn d e l hueso exactamente en e l lugar en
que son mas necesarias. En es te aspecto es de especia l i n t e r e s l a
demostracian de l a produccibn de los efecto5 p i e z o e l e c t r i c o s por
l a deformacibn de l c r i s t a l bseo.
E l es t imu lo i . n i c ia1 s e r i a l a deformacibn de l hueso. Las
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cargas e l & c t r i c a s inducidas d e e s t a manera se deben a l a
deformacibn d e los c r i s t a l e s h i d r ox i apa t i t a , aunque tambien se
o r i g i n en e n l a i n t e r f a c e entre el colAgeno y l a h i d r ox i apa t i t a .
Estas cargas e l e c t r i c a s in f luyen sobre l a c t i v i d a d d e l a s c @ l u l a s
bseas y producen un reordenamiento de l a f i b r a s de col&gena. En
l a s r e g i one s e n l a s q u e predominan l as cargas nega t i vas (como e n
el l ado cancavo de una f r a c tu ra mal a l ineada ) hay deposic ibn asea
mientras que en l a r e g i one s en que preva lecen las cargas
p o s i t i v a s ( como e n el l ado convexo de dicha f r a c tu ra mal
a l ineada ) existe r eso rc ibn bsea.
Se postula que l a ac t i v i dad e l e c t r i c a d e l a reg ibn es el
estimulo para l a formacibn de l hueso, a c t i v i d a d q u e se debera a
l a s deformaciones producidas por las cargas o movimientos d e ese
hueso. Flsi, a un aumento en l a a c t i v i d a d e l e c t r i c a habria mayor
deposic ibn asea, a l inve r sa cuando aque l l a disminuye (por
ejemplo, hueso e n reposo) s e r i a mayor l a resorc ibn. La ac t i v i dad
e l e c t r i c a basal d e los huesos s e r i a producida e n el corazbn y e n
aparato c i r c u l a t o r i o y l l e v ada por l a sangre a l a s clslulas bseas.
E5t.a ac t i v i dad e l e c t r i c e r se r e fu e r z a con l a producida por l a
L deformacibn d e los c r i s t a l e s bseos y d e l a s i n t e r f a c e s
h i drox i apa t i ta-col &gena. r
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CONSTRUCCION FUNCIONAL DEL HUESO
Consideracibn General e n l a T e n s i o n Osea
Para l a s i g u i e n t e consideracibn es importante
compulsionado en l a v i a de l a a r t i cu l a c i bn , ya que
consecuencia s i t uac i ones e s t a t i c a s a l movimiento de
el estado
t r a e como
l a s mismas
que deberaan e s t a r en e q u i l i b r i o . Una vez hecha e s t a
consideracibn el r e su l t ado de l a s f u e r z a s e j e r c i d a s tendra que
a t rave za r . el centro d e r o tac ibn , que e n una a r t i c u l a c i b n e s f e r i c a
es i d e n t i c 0 a l centro geometrico. En articulaciones-monoaxiales
existe solo l a r e s u l t a n t e d e f u e r z a s que interceptan
rectangularmente el eje ar t i cu lado , mientras que para
a r t i c u l a c i ones b i ax idles l a i n t e r s e c c i on rectangul a r tiene que
tomar lugar con ambos ejes. Para formas i r r e g u l a r e s a r t i cu l adas
uno puede c r ea r mornidimientos instantaneos d e ejes. Estos ejes
tambihn son llamados ejes d e rotac ibn.
La s i g u i e n t e f i g u r a i l u s t r a l a tension d e una v a r i l l a
v e r t i c a l postrada e n a r t i c u l a c i o n e s b j a s y a l t a s . Esta e a t&
a r t i cu l ada con dos bar ras ho r i z on t a l e s , cuando l a barra a l t a es
excentr icamente cargada, e s t a se i n c l i n a hac ia el l ado d e l a
carga. La barra puede ser l l e v ada dentro de l e q u i l i b r i o ,
turmando l a carga exactamente a l otro l ado de l a a r t i c u l a c i b n 0
por un contrapeso. En el cuerpo el contrapeso es dado por los
musculos. Por esto es improblable que l a s d i r e c c i one s d e l a
caarga '',(E) y de l musculo (H1) sean p a r a l e l a s a l eje de l a
v a r i l l a , l a r e s u l t a n t e (R1) para l a a r t i cu l a c i bn a l t a no d e b i r
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atravez del cen t ro de r o t a c i o n a l de l a a r t i c u l a c i d n baja. y e l
p o s t e r i o r t i e n e que ser balanceado por lo menos por un segundo
musculo iM2). La r e s u l t a n t e R2 para l a a r t i c u l a c i o n ba ja o r i g i n a
l a s fuerzas R1 y M2. Las dos resu l tan tes R1 y R 2 divergen de e l
e j e de v a r i l l a s , l a v a r i l l a por s i misma es ta encorvada.
"
La curva tensionada puede ser prevenida si l a v a r i l l a es
encorvada en un camino hac ia sus e jes que coinciden con l a s
l i n e a s de acci&n de R1 y RZ esto se muestra ,en l a s igu ien te
f i g u r a .
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r(c 14: kipLbi d& bow ub (ob dh+cibi d w b i o r r ‘Ibe rad In the d L ba 0fbtiü.l. Fcrfnahm.ID1Mba mee text.
Este hecho t i e n e importante consecuencias para l a d i s t r i b u c i b n
de l ma te r ia l bseo.
-- .- . -
LA FORilA AXIAL DE HUESOS LAROOS Y DISTRIBUCION DE EXTENSION
Pauwels (1965) determinb l a idea de que e l hueso esta
adaptado a 51.1 curva tensionada, por l a forma de l hueso y por los
müsculos,, los cuales juegan el papel de cables tens ib les .
E l problema puede ser i l u s t r a d o por dos casos esr tud iados
por Pauwela. El demoetrb pr imero como una b a r r a tensada como l a
“u lna” humana puede ser adaptada en su curva tensionada por una
forma especia l de e j e curveado (cont ra el sent ido de curva) y por
una p e c u l i a r d i e t r i b u c i a n de su mater ia l , de l o t r o lado de l a
extens ion de l hueso mostrada en l a s i g u i e n t e f igura .
E l segundo ejemplo es ta tomado de l miembro bajo. Aqui e l
demuestra que l a curva tensionadw de el esqueleto der l a p ie rna
puede ser reducido a l a forma adaptada de 105 ejes; pero en
algunos casos los momentos de curva no puedenser el iminados
t o t a l men te .
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DICTRIBUCION DE MATERIAL EN LA CECCION TRANSVERSAL
En este caso el mater ia l bseo es proporcional a l v a l o r l o c a l
de tensibn, e s t a t e o r i a presume curvas tensas y un mater ia l d e *
fue r zas homogeneas. Bajo e s t a s condic iones l a d i s t r i buc i bn d e
masa puede ser comparada con el p e r f i l d e l diagrama d e tensibn.
Es t o puede mejorarse si el area d e seccibn t ransversa l ha s i d o
contra ida e n l a direction de l p lano curvo. Para l a construccibn,
el mater ia l es adquir ido l o mas econ6micamente pos ib l e .
Tambien Pauwels t r a t o d e probar que e s t a s cons iderac iones e n
los huesos l a r g o s humanos, especia lmente a l de l femur eran
c o r r e c t a s , mostrt3 el pa ra l e l i smo entre el diagrama de tensibn y
l a espesura l o c a l d e l a d i a f i s i s compacta usando como ejemplo el
femur y l a t i b i a (Ver l a s i g u i e n t e f i gu ra ) .
-------------- * 18 -
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Amtmann (1971) e s t a b l e c i d que ba jo una constante curva de
carga e l t e j i d o f i n o de l hueso deber ia ser reducido a cero en l a
zona neu t ra l . Actualmente el a r r e g l o es ma5 compat ib le con curvas
tensadas en v a r i a s d i recc iones y e l maximo de tens ion comun e5
mejor paralelamente a l a cant idad de t e j i d o dseo l o c a l .
Estas medidas t e b r i c a s permiten considerar a l elemento oseo
como un cuerpo homoqeneo de fuerzas en el sent ido t k n i c o , s i n
embargo es to no es probado de f in i t i vamente .
CONTENIDO MINERAL Y DISTRIRUGION DE TENSION
Pauwels pr imero comparo la densidad r a d i o l o q i c a con l a
d i a t r i b u c i d n de tens ion en un modelo p l a s t i c 0 y al f una l con e l
f @ m u r I
Later , Knief (1967) d i d una comparacian c u a n t i t a t i v a de
,
rayos X, dens imetr ia y experimentos f o t o e l a s t i c o s mostradas en
l a s dos f i g u r a s s igu ientes.
Recientemente Konermann (1970,71) p u b l i c a un f a c i l mtktodo
f o t o g r a f i c o para l a determinacibn de l a densa d i s t r i b u c i d n en
f o t o s de RX. Zonas equ id is tan te5 pueden ser marcadas con
sombreada t ransversa l o de co lo res (ver l l l t i m a de l a s f i g u r a s
s igu ien tes ) .
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CIRQUITECTURCI FUNCIONCIL DEL HUESO ESPONJOSO
E l problema de cant idad minima de mater ia l : En 1895 Roux
d e s c r i b i d e1 l lamdo derecho maximo-minimo e l cual establece que
un maxima de fuerza es alcanzado por un minimo de ma te r ia l
c o n s t r u c t i v o es to l o l lama es t ruc tu ras minimas. Esta expresidn no
es absolutamente c i e r t a por en huesos como en mate r iq l tbcn ico,
el f a c t o r de seguridad juega un papel importente. Por l o t a n t o en
el sent ido de Roux es ta dado, s i un minimo de ma te r ia l es usado
para r e s i s t i r l a s tensiones a c t ~ i a l e s incluyendo un f a c t o r de
seguridad. Este f a c t o r es a l t o b b a j o en cada caso de l elemento
construido, es ta representado en un cuerpo de fuerza homogenea.
La t e o r i i a de a r q u i t e c t u r a t r a y e c t o r i a l . Roux 11895)
mantiene que l a sustanc ia esponjosa representa una a r q u i t e c t u r a
t r a y e c t o r i a 1 en en el sent ido de Neyer (1867) y Wolf í 1 8 6 4 ) , que
e x i s t e una r a z h minima e s t r u c t u r a l .
Un metodo f o t o g r A f i c o en f o t o e l a s t i c i d a d da unicamente una
impresian de el patroan t r a y e c t o r i a l con una d i f e r e n c i a de
densidad l o c a l .
ADAPTACION FUNCIONí4L DEL HUESO
La adaptacibn func iona l t r a b a j a por l a s maneras de
h i p e r t r o f i a . y a t r o f i a , de acuerdo con Pauwels basada en l a
observacian de Rouw. En l a s impresiones de rayos-): pudo haber
s ido *Sto una d e n s i f i c a c i b n de e l hueso en los s i t i o s de
tendiones Wmentadas, mient ras que el hueso se vuelve menos denso
donde 1 as tensiones son bajas.
c3
I Pauwels concluya que l a formacibn osea es ta i n f l l u e n c i a d a
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1 . t ens i ones mecanicas. En un optimo v a l o r d e t ens i on (G I l a
remodelacion constante d e t e j i d o &seo esta balanceado, esto a s i
e n un t iempo u n i t a r i o como muchos t e j i d o s obseos e5 removido.
Jun t o a los limites de t o l e r a n c i a ( G ) n y ( G ) o l a apos ic ion
predominara cuando l a tension actual ( G I s es mas grande que (G ) .
La resorps idn predomina cuando cuando ( G ) i esta aba.jo de
( G ) s , tensiones mas a l t a s que (G)o destruyendo el hueso por
resorpc ibn pa t a l o g i c a , e n tensines b a j o el limite ( G ) n l a
resorpc ibn cesa y el hueso n o es removido a cero.
Una f u e r z a ap l i cada causa compulsiones y tens iones e n el
hueso , que son eatimulos para el proceso d e remodelacion. En el
e s tado uniforme balanceado d e l a a c t i v i d a d os t eob las ta y el
incremento d e carga p resen te e n seccibn t r a s v e r sa l esta seguida
por ba j a s tensiones.
En un modelo matematico s i m p l e l a h i p o t e s i s d e Pauwels puede
ser i l u s t r a d a ya que l a 5 r eacc i ones observadas e)on representadas
por un funcibn cLbica (U=at ( G s -Gu )$$2X (G i -G s ) - (G i -G s ) $$~ l ) .
Donde:
U= Remodelacion asea, v a l o r e s p o s i t i v o s s i g n i f i c a n
a=
G i =
Gs=
predominaciobn de aposic ibn, v a l o r e s nega t i vos
predominacibn d e resorpcihn.
Factor d e proporc ional idad r e l a t i v a a l a v e l o c idad
de remodelacion.
T e n s i o n actual
T e n s i o n optima, s u r e l a c i bn para el frenado de
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tens ibn c o n t r o l a e l f a c t o r de seguridad.
Gn= L i m i t e de to le ranc ia .
Go= A l t o l i m i t e de to le ranc ia .
La formula puede ser simulada por una computadora, e l f a c t o r
a de f i ne es ta c lase de proceso adaptat ivo, s i a es pequeno, l a
tens ion aproximada es a s i n t o t i c a , mient ras que para a grande l a
tens ion cambia en forma a una o s c i l a c i b n amortiguada, un c i e r t o
va lo r de a s igue a una resonancia de procesos remodelados.
Pauwels mostro que estos procesos remodelat ivos exp l i can l a
adaptacibn observada de l a forma de l a seccian t ransversa l
enteramente s i m i l a r a l a forma teoricamente calculada.
i n l a remodelacibn de l a sudtancia espon.josa e l proceso de
adaptacion en l a secibn t ransversa l tambien c o n t r o l a l a formacibn
de e l pa t ron t r a y e c t o r i a 1 en e l hueso esponjoso. De acuerdo con
Pauwels de nuevo l a p a r i c i p a c i b n de h i p e r t r o f i a y a t r o f i a cambian
l a d i r e c c i b n de una trabecula, l a cual se vuelve ob l i cua a l a
d i r e c c i b n de fuerza tensada hasta que sus ejes coinc idan con l a
pos i c ibn y d i r e c c i b n de ].as fuerza. S i una ba r ra ob l i cua
representa l a t rabecu la bsea, esta es ta ra tensada por
encorvamiento ma te r ia l , donde l a s tensiones exedan e l va lo r
o p t i mo.
DISCUSION CRITICA
Los modelos de remodelacibn bsea y adaptacibn func iona l
desarrolados por Pauwels es ta ba5ada sobre l a presuncibn de que
e l ma te r ia l es homogeneo con respecto a sus propiedades
mecani cas.
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Pero esto no e5 muy cietro como se ha visto en lo anterior.
Los resultados obtenidos por Amtmann muestra que el hueso es
relativamente fuerte en aquellos sitios donde ocurren las
tensiones maximas. De esta manera el hueso dispone de dos
posibilidades separadas de mecanismos adaptacionales, el
mecanismo largo-tiempo de oposicion y resorpcian de tejido aseo
dependen sobre la actividad de osteoblastos y esteoclastos, y un
corto-tiempo de mecanismo de salidade sales minerales.
Normalmente el Cambio de calcio en el hueso esta balanceado,
manteniendo un estado ventajoso. Como en observacines sobre
astronautas demostraran un decrecimiento de tensiones, que
representa una perdida en sales minerales.
- 24 -
-. I ' ' 1 1 ' +
MECANICA DE LAS FRACTURAS Y DE LAS OSTEOSINTESIS
/ En general cuando se somete a un hueso a una carga continua,
se presentan dos procesos adversos:
1 ) F l u j o p l a s t i c 0 o viscoso, en e l cual l o s planos de atomos
o moleculas se des l i zan uno sobre o t r o , como ocur re con l o s
maipes; es ta deformacidn es ocasionada exclusivamente por un
esfuerzo cor tan te .
,/
2 ) Fractura, en l a cual una f i s u r a microscbpica, crece hasta
/ alcanzar gran tamano (algunas veces muy rapidamente). Con cargas
continuas, l a f rac tu ra , en mater ia les r e s i s t e n t e s y duros t a l e s
como e l hueso, es causada por- e fectos de tensibn.
/, ,'
La f r a c t u r a es comün en l o s huesos largos, pero aün no se
sabe cbmo se o r i g i n a n l o s esfuerzos de tens ibn necesarios. Los
esfuerzos de tens ion que en general producen una f rac tu ra , no son
ocasionados por cargas de tens idn (o t r a c c i d n ) s i n o por f l e x i h n o
por t o r s i dn.
/
Hay con t rove rs ia respecto s i ocur re o no f l u , j o e l f l u j o
p l a s t i c 0 en l o s huesos. La f r a c t u r a en rama verde a veces se c i t a
como ejemplo de f l u j o p l a s t i c o en estos. S i n embargo, es te t i p o
de f r a c t u r a b i e n podr ia representar una combinacidn de f i s u r a s
pequeñas e incompletas o mic ro fac turas de una c o r t i c a l de un
hueso inmaduro, deficientement.e c a l c i f i c a d o y con modulo de
e l a s t i c i dad bajo.
/ ESFUERZOS DE TENSION EN LOS HUESOS LARGOS: FLEXION Y TORSION
Las ac t i v idades normales en l a v i d a d i a r i a generan esfuerzos
- 25 -
s i g n i f i c a n t e s en l o s huesos. Los huesos son sometidos a esfuerzos
a medida que los mrlsculos se contraen, reduciendo l a d i s t a n c i a
e n t r e sus ori.genes e inserciones, para mover l a s a r t i cu lac iones .
4si e l esqueleto de las extremidades, se somet.en a compresiones
as imetr icas, produciendo f i ex ion , asi l a t i b i a , e l femur y e l
peronb estan sometidos a l o s esfuerzos de f l e x i o n mientras se
sube la escalera. Lo mismo acontece cuando se se camina. La
pos ic ibn r e l a t i v a respecto a l cuerpo produce fuerzas as imht r icas
adi c i anal es.
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y aun e l normal sometido a
f rac tu ra rse ; pero por l o qeneral
a l someterlo a conseiderables es
ac t iv idades normales.
Una e s t r u c t u r a sometida a f
Fuerzas enormes pueden d e s a r r o l l a r s e durante contracciones
xsom8tricas como cuando se u t i l i z a una mano para oponerse a l
f u e r t e empuje de l a o t ra . A menudo e l hueso enfermo se f r a s c t u r a
impactos en ocasi ones puede
$1 hueso normal no se f r a c t u r a
uerzos de f l e x i b n r e s u l t a n t e de
ex ibn t i e n e un e.je neutro, e l
ma te r ia l en lado cdncavo a l e j e neuto es ta en copmresibn y e l de l
convexo en tensibn. Asi e x i s t e una importante componente de
tesn ibn en l a f l e x i b n .
Muchos fac to res i n te rv ienen en l a r e s i s t e n c i a que t i e n e e l
husos a l a f l e x i b n , y en general, mantiene i n t a c t o a l esqueleto
durante l a s ac t i v idades f f s i c a s , en l a que l a mayor p a r t e de l a
f l e x i b n t i e n e lugar en l a s a r t i cu lac iones , como en l o s goznes de
la calzada de un puente.
Algunos müsculos reducen l o s esfuerzos de + l e x i d n en e l
hueso, como t i t a n t e s para r e d u c i r l a f l e x i b n . A l actuar asf 105
mficiculos aumentan l o s esfuerzos de compresidn l o cual e l hueso
t i e n e mayor r e s i s t e n c i a a l a f r a c t u r a a l comprimirse que a l
tensar se.
La est ructc i ra misma del. hueso es ta disenada para r e s i s t i r
105 esfuerzos de f l e x i b n , para e s t o 105 huesos son curvos para
es ta r en l i n e a con l a fuerza r e s u l t a n t e predominante que actcia
sobre e l l o s , aumentando sus esfuerzos de compresibn, pero
destruyendo su tendencia a l a f l e x i d n . Otra vez hay un
in tercambio de tens ion por compresion.
La e s t r u c t u r a tubu la r hueca de l hueso, reduce y r e s i s t e con
e f i c a c i a l a f l e x i o n , debido a que e l mayor esfuerzo y
pr inc ipa lmente e l brazo de palanca mas larqo, de l a s es t ruc tu ras
l o n g i t u d i n a l e s sometidas a f l ex ion , estati en l a s f i b r a s extremas
externas. E l esfuerzo se reduce progresivamente en d i recc idn de
l a f i b r a neu t ra que, por d e f i n i c i o n , no es ta sometida a esfuerzos
de f l ex ion . Por tanto, e l ma te r ia l proximo a l a f i b r a neut ra es
de poco v a l o r para el f o r t a l e c i m i e n t o de l a s es t ruc tu ras
l o n g i t u d i n a l e s con t ra l a f l e x i o n . Los huesos son huecos y t i enen
poca masa cerca de su centros, con l a mayor p a r t e de e l l a en l a s
f i b r a s extremas externas donde e l brazo de palanca y l o s 1
I esfuerzos de fle,:idn son mayores. La forma hueca del hueso
proporciona l a maxima r e s i t e n c i a a l a f l e x i o n ):on e l minimo
mate r ia l .
A pesar de que l o s huesos son i r r e g u l a r e s en su forma, e l
e je neu t ro puede l o c a l i z a r s e con f a c i l i d a d . Una vez que el e.je
neut ro es l oca l i zado, puede ca l cu la rse l a r e s i s t e n c i a r e l a t i v a a
l a f l e x i o n en un p lano p a r t i c u l a r . &siI cada hueso t i e n e una
r e s i s t e n c i a a l a f l ex i . on que aumenta con l a masa hac ia l a f i b r a
extrema, o en o t r a s palabras, con l a masa m u l t i p l i c a d a por su
brazo de palanca, con respecto a l e j e neutro. Esto se puede
c u a n t i f i c a r y rec ib i , / e l nombre de momento de i n e r c i a de &rea. A
lo l a r g o de cju e.je de f l e x i f i n predominante, cada hueso t i e n e un
momento de i n e r c i a de Area, que depende de su geometrid y de l a
d i s t r i b u c i o n de masa respecto a esa geometrid.
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MECANICA DE LCIS FRACTURAS: ESFUERZOS DE TENSION Y
CONCENTRACION DE ESFUERZOS.
L.a f r a c t u r a es, en gran par te , una cues t idn de energfa
mecanica y d i s t r i b u c i o n de esfuerzos. Por ejemplo, e l t r a b a j o
necesar io para f r a c t u r a r l a t i b i a humana promedio, es de solo
1/10C~ClO MI
Kg. a una ve loc idad de lUm/s. E l desastre ocur re solo cuando l a
energfa c i n e t i c a , sübitamente ( y dolorodamente), se concentra y
conv ie r te en e l t r a b a j o necesar io para deformar l a t i b i a ; aün en
ese momento, como se vera, c i e r t o s t i p o s de deformaciones son
mucho mas noc ivos que ot ras.
de l a energ id c i n e t i c a de un esquiador &con peso de
Las f r a c t u r a s t ransversa de l o s husos l a rgos se deben a
f l ex ion ; s i n embargo, l a s f r a c t u r a s e s p i r a l e s se deben a tors ion
O a fuerzas de to rs ion . L.a excepción a es ta r e g l a se se encuentra
en mater ia les muy an iso t rop icos , t a l e s como l a madera en e l que
l a s e s t r u c t u r a y l a s propiedades soon altamente d i recc ionables.
E l hueso en es te aspecto es semejante, y t i e n e planos de
r e i i s t e n c i a y de deb i l idad : cua lqu ie r hueso l a r g o es mucho mas
f u e r t e en tens ion a l o l a r g o de su d i a f i s i s , que en tens ion
t ransversa l o tangencia l .
. Por o t r a p a r t e en algunas c i r cuns tanc ias los esfuerzos de
tens ibn son mayores y l o s esfuerzos cor tan tes minimos. Entonces
aün los mater ia les que normalmente se deforman con f a c i l i d a d s i n
romperse - mate r ia les dztct i les- puede f rac tu ra rse . Por t a n t o
siempre es impor tante que en cua lqu ie r s i t u a c i b n mecanica que
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impl ique f a l l a s , determinar l a s magnitudes r e l a t i v a s de l o s
esfuerzos co r tan tes y de tensibn.
La energ id es necesaria, porque l a f r a c t u r a de l ma te r ia l
crea nuevas super f i c i es , y l a creac ibn de una nueva s u p e r f i c i e
s i g n i f i c a l a r u p t u r a de enlaces quimicos, l o cual requ ie re
energid; se neces i ta tan tos e r g i o s o c a l o r i a s de energ id por
unidad de area a es to se l e l lama enegia de s u p e r f i c i e b "
tens ion de s u p e r f i c i e " .
Las fuerzas apl icadas sumin is t ran l a energ id necesar ia para
l a creac ibn de nuevas super f i c i es , se crean de l a f i s u r a . E l que
ocurra una f r a c t u r a , depende entonces de un e q u i l i b r i o e n t r e l a
energ id mecanica d i spon ib le y l a energ id necesar ia para que. l a
f i s u r a aumente. E l esfuerzo de f r a c t u r a para e l crec imiento de
f i s u r a tambien es ta re lac ionado con l a profundidad i n i c i a l de i a
f i s u r a o de l rayado s u p e r f i c i a l :
Esfuerzo de Fractura=2(4~:Mbdulo de YoungxEnergia Sup. ). -------_-_______-__---.-----------"--.--I-.-
(Profundidad de l a f i s u r a )
Las. f i s u r a s mas profundas d e b i l i t a n e l ma te r ia l mas
drasticamente: e l cuadrado del esfuerzo requer ido para l a
f rac tu ra , es inxersamente proporc iona l a l a profundidad de l a
f i s u r a .
S i e l esfuerzo de tens ibn es p a r a l e l o a l a f i s u r a es ta no se
agranda.( De hecho e l crec imiento de l a f i s u r a no t i e n e e f e c t o en
e l caso pa ra le lo : se tendra dos frsgmentos s i n cambios en e l
esfuerzo) . S i l a f i s u r a forma un c i e r t o anqulo con l a d i r e c c i b n
de l o s esfuerzos de tension. ent.onces se debe considerar l a
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componente de l esfuerzo perpendicu lar a l a f i s u r a .
Como es de sperarse l a s f i s u r a s mas grandes son mas debi les.
Cuando algün ob je to cont iene una var iedad de f i s u r a s o f i s u r a s
po tenc ia les í lagunas, canal icu los. conductos de Havers y l i n e a s
de cemento en los huesos), l a f r a c t u r a se produce en e l eslabbn
mas d e b i l es d e c i r l a f i s u r a mas grande cede. Los esfcteros
compresivos no fomentan e l crec imiento de l a 5 f i s u r a s s ino mas
b i e n re ta rdan t a l e s procesoci..
ENERGETICA DE LAS FRACTURAS. RESISTENCIA A LA FRACTURA E IMPACTO
/ Por " f r a g i l " se qu ie re d e c i r un mate r ia l que no se deforma
p last icamente o por f l u j o v iscoso antes de l a f rac tu ra ; por l o
general, 105 mater ia les muy duros son intr insecamente f r a i l e s , ya
que no se deforman hasta que se l l e g a a a l t o s esfuerzps [muy por
encima del esfuerzo de l a f r a c t u r a ) .
E l t r a b a j o (por unidad de volumen necesar io para f r a c t u r a r
cada ma te r ia l es e l area t o t a l b a j o l a curva de tension. A s i e l
cobre blando templado, requ ie re mucho mas traba-10' para
f r a c t u r a r s e que e l materj .al de carburo para herramientas
extremadamente duro. E l t r a b a j o requer ido para f r a c t u r a r un
mate r ia l r e c i b e e l nombre de r e s i s t e n c i a a l a f rac tu ra . Una razdn
por l a cual l o s mater ia les mas blandos pueden ser mas
res i s ten tes , puede verse a l considerar lo que sucede en e l
e,:tremo de una f i s u r a b a j o esfuerzos en d icho ma te r ia l ( acero
i nox idab le ) : 105 grandes esfuerzos en 105 extremos de l a f i s u r a
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causan localmente, f l u j o viscoso. Como resu l tado l a f i s u r a debe
absorver mas t raba jo : e l ma te r ia l cercano a l a f i s u r a se deforma
severamente. Este t r a b a j o se sumara a l a enerq ia de super f i c i e .
Asi l a d u c t i l i d a d aunque sea poca aumenta e l esfuerzo de ft ' -actura
y puede provocar f a l l a s con algun impacto, e l e f e c t o 5e a m p l i f i c a
mas, debido a que l a f i s u r a crece, s i se dispone de l a energ id
necesaria, s i n embargo una vez que se i n i c i a e l crec imiento se
neces i ta menos energ id para propagar l a f i s u r a y es i n e v i t a b l e un
mayor crecimiento.
FRACTURA POR FATIGA; FRACTURA DE MARCHA; RESISTENCIA DEL
HUESO CORTICAL A L A FRACTURA
Para n i v e l e s ba jos de esfuerzos hay p o s i b i l i d a d de f a l l a , e l
t i p o mas comun es de carga o i n te rm i ten te ; l a locomocion somete a
l a s estremidades i n f e r i o r e s a esfuerzos c i c l i c o s . Attn cuando e l
esfuerzo aea mas b a j o de l de f rac tu ra , en t a l forma que una
g r i e t a p e r s i s t e n t e no crezca inmediatamente, puede ser s u f i c i e n t e
para hacer la crecer unas cuantas micras, f ina lmente l a f i s u r a
sera tan grande como para tener consecuencias c a t a t r a f i c a s a t a l
fenameno se l e l lama f a l l a por f a t i g a .
Para muchos mater ia les hay un n i v e l de esfuerzos por debajo
de l a v i d a ante l a f a t i g a , que es pract icamente i n f i n i t o es to
r e c i b e e l nombre de l i m i t e de f a t i g a , es te es un buen i n d i c e para
l l e v a r a cabo un diseno mecanice.
E l hueso con mayor densidad de sistemas da Havers es mas
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r e s i s t e n t e a l a f a t i g a e s t o puede ser debido a l 5 l i n e a s de
cemento y conductores de Havers que s i r v e n para desv iar y detener
el crec imien to de l a f i s u r a . Tambien los conductos de Havers
ayudan a p reven i r l a f rac tu ra . estos t i enen un r a d i o de curva tura
grande es to e5 no tan agudo como el borde de una f i s u r a , de t a l
manera que se requieren mayores esfuerzos para cont inuar l a
propagacibn de l a f i s u r a í en l o s pr imeros d i a s de l a av iac ibn l a
precaucibn con t ra f a l l a s por f a t i g a de l a s a l a s e ra hacer
o r i f i c i o s en l a probable t r a y e c t o r i a de l a q i e t a ).
La u l t r a e s t r u c t u r a de l hueso e5 tambien no tab le en
propiedades mech icas . En l a escala mas f i n a de observacibn e l
hueso cons is te en una mat r iz p r o t e i c a a1tament.e ordenada.
TECNICA PARA L A DETECCION DE FRACTURAS
E s i s t e una tecn ica l lamada Roentgenografica l a cual ha s ido
u t i l i z a d a por mas de un cuar to de S i g l o y ha encontrada una
amplia a p l i c a c i b n c l i n i c a . Conjuntamente con es ta tecn ica se ha
u t i l i z a d o una nueva l a cua l es l lamada " a i r gap magn i f i ca t ion" l a
cual se u t i l i z a para el d iagnbst ico de f r a c t u r a s de l a s
extremidades super iores en general se ap l i can para f r a c t u r a s no
presentadas de carpos y metacarpos.
Los procedimientos d e s c r i t o s fueron todos ejecutados en una
s a l a de emergencias acondicionado con equipo no especial izado. E l
punto foca l de l tubo f u e un estandar de 0.7mm. l a c lave para es ta
t i k n i c a e5 e l e n t r e h i e r r o e l cua l b r i nda l a magni f icat ion. La
adecuada inmov i l i zac ibn de l pac ien te es escencial pues a s i se
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l o g r a un marcado decrecimiento en l a imagen.
La extremidad es colocada como en una r u t i n a
roentgenograf ica de l codo. E l codo se f l e x i o n a 90 grados, un
bloque de 3cm. de grueso de h u l e espuma es i n te rpues to e n t r e l a
extremidad y l a p e l i c u l a formando e l " a i r gap". E l tubo se coloca
a aproximadamente 45 grados hac ia e l hombro con una d i s t a n c i a a l
b lanco de p e l i c u l a de 45 cm. Este pac iente en p a r t i c u l a r en l a s
prubas que se l e habian r e a l i z a d o no habla presentado niguna
f r a c t u r a , es ta nueva tecn ica r e v e l o una f r a c t u r a no desplazada.
Las f r a c t u r a s no desplazadas son d i f i c i l e s de detectar s i no
es que imposib le en una r u t i n a roetngenograf ica. Esta tecn ica no
requ ie re de equipo especia l y es muy simple de e jecu tar .
CORROSION DE LOS IMPLGNTES METALICOC
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Muchas aleaciones comerciales con r e s i s t e n c i a estremadamente
a l t a no son muy ü t i l e s debido a su inadecuada r e s i s t e n c i a a l a
corros ion. Ya que l a co r ros ion puede causar necros is asea y
"granulomas de o r i n " en l o s te . j i dos blandos ad acentes, en casos
no muy graves puede haber do lo r o in f lamac ion b a j o condic iones
asepticas. Asi l a co r ros ion ocur re debido a l a d i f e r e n c i a en l a
r e a c t i v i d a d quimica l a cua l da lugar a c o r r i e n t e s e l e c t r i c a s
generadas por l a dest rucc ian d e l ma te r ia l mas reac t i vo . Una
d i f e r e n c i a comün en e l medio ambiente, que puede causar
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corros ibn, es l a d i s t i n t a concentracibn de oxiqeno y es to puede
o c u r r i r en un f l u i d o de l cuerpo o e l e l aqua. En e l caso de l
oxigeno e l dano ocur re donde hay menos cant idad de este. La mas
extensa co r ros ibn acur re deba,jo de l a s cacbezas de 105 t o r n i l l o s
y o t r o s sujetadores, que en l a punta.
Hay, tambien o t r o angulo en es te problema: e l acero
i nox idab le y o t r a s aleaciones son u t i l i z a d o s en 105 implantes
or top&dicos son tan e f e c t i v a s con t ra l a cor ros ibn porque en su
s u p e r f i c i e t i enen v a r i a s p e l i c u l a s de oxido, cont inuas y
fuertemente adheridas; l a s aleaciones mismas s i estan
perfectamente l i m p i a s son muy reac t i vas , es ta r e a c t i v i d a d adhiere
fuertemente a l a p e l i c u l a p ro tec tora . E l ac ido n i t r i c o mejora
l a s p e l i c u l a s s in embargo l o s iones c l o r o l a s perforan, en e l
cuerpo se disponen fac i lmente de estos, y aun con ba jos n i v e l e s
de hidrogeno presente, muchas a l i ac iones f a l l a n aun con l a s
p e l i c u l a s protectoras. En e l medio f i s i o l b g i c o donde hay
endiduras en co r ros ibn son unos verdaderos generadores de HC1.
Una concentracibn de esfuerzos puede c rear aisladamente un
anodo y causar corros ibn, e l e f e c t o se re fue rza si l a d i f e r e n c i a
de concentracibn de oxiqeno en e l i n t e r i o r y el e x t e r i o r de l a
hendidura se le une.
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Finalmente se puede considerar l a s i r r e g u l a r i d a d e s debidas
a l a cor ros ibn en una s u p e r f i c i e l i s a , como concentradoras de
esfuezos que pueden i n i c i a r f i s u r a s por f a t i g a . Por supuesto, l a
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co r ros ibn puede ace le rar drast icamente l a f a l l a por f a t i g a , en l a
p r a c t i c a l a v ida ante l a f a t i g a en un ambiente co r ros i vo puede
crear a un 1í1000 o menos de su va lo r . Tambihn es importante
e v i t a r l a concentracibn de esfuerzos y op t im izar l a r e s i s t e n c i a
a l a corros ion, para l o g r a r esto:
X U t i l i c e aleaciones r e s i s t e n t e s
1 E v i t e metales d i f e r e n t e s
* Ev i tese d i f e r e n c i a de concentracibn de iones
X Evi tese l a d i f e r e n c i a en l a concentyracibn de oxigeno
inc luyedo hendiduras.
X Ev i tese l a concentracibn de esfuerzos
MATERIALES PARA IMPLANTES DE OSTEOSINTECIC
En general, l a s s igu ien tes son buenas r e g l a s para
se lecc ionar y f a b r i c a r un implante ortbpedico:
X E l ma te r ia l y e l d iseno debe tener r e s i s t e n c i a mecamica y
l a f a t i g a . Puesto que e l hueso t i e n e una r e i s t e n c i a a l a
tens ibn de 70 m i l l ones de Newtons/metro cuadrado y una
r e s i s t e n c i a a l a compresibn de cas i e l doble de es te
nilmero, y que e l tamano de imp lan tc ibn es r e s t r i n g i d o e l
ma te r ia l debe t o l e r a r esfuerzos de 700 m i l l ones de
Newtons/metro cuadrado.
# La r e s i s t e n c i a a l a co r ros ion t i e n e que ser muy buena
# No debe ser Tbxico, cancerigeno o provocar reacciones
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al hrgi cas.
Idealmente ni el material implantado ni ningun constituyente
asociado con el deberia afectar adversamente los te.jidos y
organos del paciente de ninguna forma. Todos 105 materiales de
implantes deben pasar pruebas d@ biocompatilidad. Existen dos
asociaciones, las cuales presentaron cada una una tabla de
estandares para implantes, la cual contempla las diferentes
caracteristicas que debe cumplir cada uno de los implantes; estas
asociaciones son la Deutsches Institut fS’r Normung ( DIN ) y la ,.
Internacional Organization for Ctandarization < IS0 1.
La mayoria de los implantes implican esfuerzos de tension.
Una prueba de tension es cuando un especimen se deforma a una
rapidez constante registrandose el esfuerzo como una funcibn en
la deformacibn.
En la figura se muestra algunas caracteristicas en datos de
la prueba de tensibn, primero el esfuerzo con el que ocuure una
deformacibn plastica permanente ( limite elastico ) , en general
tomado como el esfuerzo con el especimen se alarga .2X.
Puesto que tambihn hay alargamiento elastico se toma el
modulo de Young para restar la deformacibn elastica de la total,
a medida que la prueba prosigue, y poder identificar el limite
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elastica. O t r a caracter is t ica i m p o r t a n t e es a u m e n t a r el e s f u e r z o
y el material p u e d e si es d u c t i l , c o n t i n u a r d e f o r m a n d o s e h a s t a
a l c a n z a r un maxima e s f u e r z o a n t e s d e q u e h a l l a p r o d u c i d o l a
f r a c t u r a ( manimo d e t e n s i d n ) . F i n a l m e n t e el material se
. f r a c t u r a c u a n d o se d e f o r m a s u f i c i e n t e m e n t e . L a d e f o r m a c i b n O
a l a r g a m i e n t o a l a f r a c t u r a es l a t.ercera caracter is t ica d e
interes g e n e r a l ya q u e i n d i c a l a d u c t i l i d a d d e l material.
Como se o b s e r v a e n l as c u r v a s d e t e n s i o n , a l g u n o s materiales
t i e n e n d e f o r m a c i o n e s e l a s t i c a s muy g r a n d e s ; . a l g u n o s son t a n
f r b g i l e s , q u e se f r a c t u r a n antes d e q u e se l l e g u e al limite
e l b s t i c o , y otros se d e f o r m a n t a n f a a c i l m e n t e que e n r e a l i d a d np
h a y e s f u e r i o maxim0 d e t e r i s i b n . S i n e m b a r g o las aleaciones
metalicas q u e g e n e r a l m e n t e se u t i l i z a n p a r a i m p l a n t e s p r e s e n t a n
l a s tres caracteristicas y sus v a l o r e s r e l a t i v o s 5e u t i l i z a n p a r a
comDarar l o s materiales.
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Idealmente l o s t r e s datos, e l esfuerzo l i m i t e o l i m i t e
e l a s t i c o , e l esfuerzo m a x i m 0 de tens ion y e l alargamiento de l a
f r a c t u r a , deben ser tan grandes como sea pos ib le . En l a p r a c t i c a
se t i e n e que hacer algunas concesiones e n t r e l a r e s i s t e n c i a y l a
d u c t i l i d a d . En e l pasado e l requer imiento de un elevado esfuerzo
de tensiOn maxima ( 7OlS mi l l ones de Newtons/metro cuadrado) habia
r e s t r i n g i d o l a e lecc ion de mater ia les e s t r u c t u r a l e s para
d i s p o s i t i v o s de os teos in tes i s O p r o t e s i s a l a s aleaciones
metal icas. Se inv.estigan p o s i b i l i d a d e s fu tu ras t a l e s como
ceramicas r e s i s t e n t e s y compuestos de f i b r a s de pol imeros,
actualmente hay c inco aleaciones meta l i cas en uso general:
ACERO INOXIDABLE
La mejor aleac ian para uso q u i r u r g i c o es e l t i p o 316L, l a
cual t i e n e d e l 17 a l 20% de Cromo, de l 10 a l 14% de n ique l , de l 2
a l 4% de molibdeno, .ISü% de carbono y el r e s t o de h i e r r o a estas
aleaciones se l e s puede fo r . j a r , . endurecer í aumentando e l l i m i t e
e l a s t i c o ) . Se pueden hacer mas blandas y mas d d t i l e s por medio
de l templado ( ca lentandolo en un horno ) . Asi en e l acero
r igurosamente forzado e l l i m i t e e l a s t i c 0 es de 875 m i l l ones de
NNewtons/metro cuadrado, con um alargamiento a l a f r a c t u r a de l
15% o menos. Mientras que uno templado e l l i m i t e e l a s t i c o es de
210 m i l l ones de Newtonímetro cuadrado y un alargamiento de mas
de l 50%.
Para implantes que soportan cargas se requ ie re ma te r ia l
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forjado, que tienen propiedades mecanicas superiores y su costo
es relativamente bajo.
Se ha demostrado que en aplicaciones quimicas con
componentes mtiltiles ( por ejemplo placas con tornillos ) I algo
de corrosión es inevitable en este material. La resistencia a la
corrosion disminuye a medida que aumenta la rigidez. El acero
inoxidable es el material elegido para todos loci metodos de
osteosintesis que puede ser retirado en uno o dos anos.
ALEACION EASEADA DE COBKT0 CROMO-MOLIEDENO
Esta aleacibn se utiliza para implantes ortopbdicos y
principalmente para dispositivos de osteosintesis. Su composicidn
es de 63 al 70% de cobalto, del 25 al 30% de cromo y del 5 al 7%
de molibdeno con bajas cantidades de impurezas como magnesio,
niquel, hierro y carbon.
Esta aleacion es mas resistente a la corrosion en vivo que
el acero inoxidable 316L, la desventaja principal de esta
aleacion es que sus propiedades mecanicas son inferiores a las
del acero inoxidable. El vaci,ado de esta aleacion genera defectos
microscripicos que limitan su rigidez, ductibilidad y vida ante la
.fatiga ademas de ser un proceso caro. Este material es el
preferido para implantes permanentes debido a su resistencia a la
corrosion en vivo y por que tales implantes son usualmente mas
grandes que los dispositivos para osteosintesis.
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ALEACION FORJADA DE COBALTO-CROMO-TUGTENO-NIQUEL
Esta a leac ibn t i e n e 52 a l 58% de coba l to 19 a l 21% de cromo,
14 a l 16% de tungsteno, 9 a 1 1 % de n ique l y cantidades menores de
impurezas. Es mas f a c i l f o r j a r es ta a leac ibn que l a Co-Cr-Mo, sus
propiedades mecanicas son aproximadamente l a s mismas que l a s de l
acero i nox idab le 316L pero SLI r e s i s t e n c i a a l a cor ros ibn es mayor
que es te pero menor Co-Cr-Mo ya que no es combeniente e l
combinarlas en p r b t e s i s con componentes ma l t i p les . Pues se ha
demostrado que en montajes de clavos-placas, con p lacas de
a leac ibn f o r j a d a y c lavos o t o r n i l l o s , se corroen y causan
problemas c l i n i c o s . Desafortunadamente es ta a leac ibn se ha
vendido’ comercialmente con e l mismo nombre que l a a leac ibn
vaciada Co-Cr-Mo
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ALBACION "SSEIS4UATBOw DE TITAN10
Bsta aleaoidn tiene 5.5 a 6.5% de aluminio y 3.5 a
4.5% de vend io en una base de titanio, con pocaa
pureeae permitidas. ñ l grado uirual que Be ofrece para
l a fabricaoidn de implrrntes es e1 gredc "ECI", con nA
veles especialmente bajoa de carbono, edgeno, nitro-
geno e hidrdgeno; no ea raro que para este grado l a - auma de eat- impureeas aea m á s baja que e1 O,i$. Sal
puresa mejora l a ductilidad y l a reeietencia a l a fag
tura aun en presencia de concentraciodea de esfuemoo.
Bstr aleaci6nm cuando ee ha forja40 y teatado apropia - amente con calor, tiene propiedrdea mcánicae que aon
mperiorea a laa de todos l o a materiales ya menciona-
do8 y tambí6n una reeiatencia extrema a l a corrcai6n - de hendidura. Loa produotoe de l a corroaidn de1 titaaio
parecen provocar menoe inflamaaibn que l o a de o t r o s me-
talea.
Las aleaciones m 8 e poptiiares aon e l vauiado de Cs-Cr-
l o y e1 acero inoxidable 36L. Q. &timo ofrece propi2
dadea mednicae superiores, bajo costo y seguridad pe-
r o a costa de reeietencia a l a corrosión. $1 acero ino xidablo 8610 debe utiliearee en diapoaitivo para ostes - aínteaie, a i muy grandes n i muy rigidoe, quo no aonor- t.n eafuereoe mclyorea y que puedan retirarse deapuea - d. quo l a fraatura coniroiide. Para implante. orot6siooa
o c d l q u i e r dispoeitivc que deba permanecer colocdc
definidamente, l a LIiearridn vaciada de Co-Cr-Hc em e1 ma - t e r i a l de elección.
Como l o muetra l a tabla loa materidem de ingenieria
dm alta reaxatencia aon muchos m b rkidoir qw e1 hueso.
U%, un dispositivo para ssteosiateeia grsrad. para wit= L
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l a fa lka por gatiga será también muy rígido y soportará
l a meyoría de l a s carga8 normales, que en otra0 circune
taucias recaerían sobre e1 humso. Bllto puede impedir l a consolidacidn y remodelacibn 6sea. Por tanto,lon di0po-
s it ivos apropiados para osteosintesis est& limitados en
su resistencia y deben considerarse como instrumento0 de
alineación y no esperar que noaorten toda l a carga de l a
deambulación con apoyo t o t d , durante largos período0. Si
se presenta una seudoartrosie, l a f a l a por fatiga de1 - dispositivo es inevitable. Una ventaja c l h i c a de los q terirrles de alta resistencia para f i j sa ión de frocrturas,
e0 que su vida ante l a fatiga es mayor y l o s retardos de
de coneolidacidn pueden ser tartados sin temor a que e1
implante f a l l e .
Es aprooiedo-eepeaiolme~te en paciatern COP huesos n= malee- ret i rar e1 diepssitivo para ostooshtesis tan pral
to como l a coneolidaoibn sea adecuada, para permitir que
los esfuerzos generados por lae actividad00 de l a vida dia
ria, pasen por e l hueso y estimulen l a remodelaoi6n. M i a -
tras se encuentre nreaante e1 implante, l a -or parte &
l a oarga l a eoporta e1 material s8e duro y e1 hueso bajo
e1 metal se vuelve osteepénico. La refractura es, por t-
to & probable enU1 hueso inmediataaunte adyacente a l - extremo de una placa, como resultado de l a concentrocribn
de eefuereoe y de l a oeteoponia del hueso bajo l a placa,
como neve en l a figurar
r .. - 44 -
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xl movimiento articular mantenido mientras oonsolida
l a fractura, evita l a t e rq i a f í s i c a a largo plepo, fr. cuentemente necesaria para recuperar e l mavimiento en - una articulación cuya cápsula ha side inmoviliewia por
largos periodos y tiene adherenciae. Adem& la. cargan
intermitentee aceleran l a eoneblid.ai6n de l a frwtura.
No s& tiene l a seguridad s i eeto ocurre ya 8ea por gew-
raoldn do potenciales el6ctsicoe, que se han observado
en huesoe sometidos a cargas intermitentes, por ilexidn o es simplemente s i ref le jo inherente del esfuemo me04
nico. La generación de -tividea eléctrica es una propi2 da& común en casi todos l o s materiales orgánicoe y r e s u - ta del hecho que l a s mol6cmlai orgihicaa pueden ser as&
métricaa o bien estas dispuesta8 de tal m e r a que ten-
gas una dietribución aaim6tsica de carga.
La relación entre l a = t i v i d a metabdiica y e1 esfueg BO mecánico ha eiao conocida por añoe. La l i t e r d u r a al2 mana antiguo sugiere que lae c6lulbis primitiva# meaod&z
micm (tejido conectivo) scpnetidos a tensión y a compre-
si& pura, tienden a formar haemo, como 80 obwrvo esq-
dticamente en l a figura: ,\y.* &-a* OyLJlfír’LLL wan +Ab+
w+vwAuM 6)$* && -p‘& p ~ c í 0 O
L D) urn+&&
b
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üilulae similareo, aometidaa a eefuer~o6 de corte foz
man tej ido fibroeo y tale6 c6 l u iw ai tener pre6i6n iga& en CSU direcciones (prwibn hidrset8tica) proBwen c q
tiitago. 'U$ loa, eafuerzoa principaimente en tenaibn o
compreeibn pura y de naturaieza intermitente ciryudpn a l a
conaolidc~ci6n. Observacioneo mBcr reciente. indicm que - cierta8 cantidadea de movimiento aon compatibles con l a
coneoiidaci6n y que de hecho al* eefuerso de corte ea
permiaible, a i ea pequaño? aparentemente, l o 6 esfuereoa
de corte limitado8 aumentan l a foniacridn de c a l l o Bepo-
oit4ndose m8s c s l l o alrede&or de 1- fractura6 con ligo
ro movimiento, que en aqueliam que est& totdmente im-
vilizadas. Ciertamente, ae conoce en l a cifnica, que los
esfuereos de corte signiiicsates o flexiones en e l foco
de fractura conducen EJ. retardo de conaolidaci6n y-ai e l
movimiento es l o suficientemente grande- provocan l a f o ~ aacibn de una aeudoartrosis.
f r i
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E l propdsito de los dieoositivoe para l a f i jacidn de
fracturae es, l a alineación y l a resistencia con reepec - to a loe esfuereos de tensión. Por tanto todos los die-
positivos para la f i jación de fracturae pueden conside-
raree como tirantes que reeieten teneidn; sien&o m8e -- efectivo8 e i ~e colocan en e l l a d o &e tensión de l a frac tura.
Ita demostración m á e simple de este principio general
en l a oeteoeinteeis ea l a f i jac ión con alaabre. Consido
rese e l alambrado de una fracturo de l t r Idtula e l dam-
bre sobre l a cortical anterior sirve para unir puntoe -- opIieetoe en el punto de contacto; manteniendo e l equili-
brio del momento de torsión del fragaiento distal pera un
pequefío -o de f lesibn, como se observa en l a figurar
El momento de fuersa del tenddn eetd equilibrado por
l a fuersa de reacción en e l o t ro fragmento; nbteae que
l p fueres de reaccidn ee compreaire. En otrsi, palabrase,
el a;Lambre se coloca de tdL manera que l a fueraa del te dón g i re al fragmento distal , hoata ponerlo en contacto
aon e l fregnsnto proximal, a i m pooducrn meryoree fuereafd en e1 tenadn , 6stsa provocaran mayores fuera- carpresivo.
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a l o largo de l a superficie de fractura. Todo esto oc-
siempre y cuando se mdntega contcrcto con e l fulcro por la tensión del alambre. T a t o l a fuerzo de reaccidn como l a
del tendón tienen componentes considerables en l a miema
dirección, que sólo pueden equilibrarse r)or una fuerza de tensión en e l alambre; de ahí e l nombre de banüa de tendón.
Ejecutrado correctamente, e l mdtodo del alambre es mucho
m& efectivo que e l ut i l i zar un t o r n i l l o . Si l a fractura
s e f i j o con un torni l lo l a *bieagra* o oentro de rotaaidn
y8 no se localiza en la praci6n latera l de l a fractura. P a tanto, l a porción extrrna &e l a fractura se sepprra oomo se
ilustra con un simii de "Pmreterfa", cuando se aplica l a
fuerza del triceps; esta tendencia es contrarrestada e610
parciolsente por l a rigideo del t o rn i l l o . Ademb, hay que
tomar en cuenta que ei t o r n i l l o est& sometido a eefuerzos
de fiexión significantea, por l o que éstos se deben evitar
o inanimiear.
üna placa con varios tOrnillOB, montada en l a fiWa extrema en tensión de un hueso largo, es eeseja;nte en al-
gunos aenectos a los caeos de fijacri6n con alambre como
se observa en l a figura:
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si l a placa está colocada correctamente, los momeatos de
f lexibn provocan fuerzas compresiva transvermdes en l a
fractura. Los torni l los sirven para comprimir el sistema
mixto hueao-ploca, de tal mtmera que ambos a c t h ai mis mo tiempo en 1s flexibn, con I d plaoa an tensibn.
Hay virrhae complicaciones y fuentes potenciales de d i f i cg
ltades en esta dispoeicidn. Por ejemplo s i l o s tornil los
no f i j a n bien a l a placa en e l hueso, quedando está des-
balanceada, posiblemente
tornil los. €Qr l o menos se necesitan doe tornil los en up bee lados de la fractura para prevenir l a rotacidn o r i g i
aadcr por l o s momentos en -o recto, con respecto ai - momento principd. de f l e x i b , que se pueden preeentar.
esfuerzo6 de nelddn en los
Puesto que e1 contacto entre l o s fragmentos r e a vez
e8 perfecto, entonces 1d pldccr Be encuentra sometida, d2
r m t e cierto*tiempo, a determinado grado de fiexi6n r e c i
bienao poca o ninguna ayuda del hueso. Consecuentemente
a i l a pl&a es muy delgada, teniendo m a l funcionaaiiento,
con resoecto a l a fatiga, debido a las constantes flex-
nes. S i se extrae e l tornil lo que está cerca ai punto de
fractura, l a placa tendrá una mayor i lexión en ese sit io,
ya que ahf no se encuentra f i j a a l hueso y porque e1 or&
Éicio de1 torni l lo es un punto débil ; entonces l a conces
tracidn de esfuerzos tendr4 como resultado una falla por fatigcr a nivel del or i f ic io .
Una-Xorma para aumentar l a fvncidn de soporte del hueso
y disminuir l a f lexidn de l a placa será ut i i i ea r una placa
de compresidn, esta pisa fue disefíada pera comprimir a l a
fractura aún Sin l a presencia de fuerzas o movimientos de1
resto del sistema m&sculo-esquei<tico. Existen varios die-
positivos meaánicos y alguaaa modificaciones para lograr
este efectos o r i f i c ios p&a l o s torniiloe, especialmente d i s a d o e para forear al torni l lo a moverse a l o lergo de
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L
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l a placa, hacia e l trazo de fractura, mientras se oprieta
e l t o r n i l l o ; o dispositivo que unan a l hueso en com~weeidn
antee que se perforen los o r i f i c i o s nwa los tornil los y BO
coloque l a placa.
Cada método ofrece ventajos y deeventdjas, pero todos
e l los someten d hueso a compresidn y a l a paaca en ten-
eidn. Puesto que d prmcipio l a superficie de l a frtrctu-
ra es áspera, l a carga de coiaprerridn la soporta una por-
aidn relativamente aequofia de dioha superficie o aea ia aepereaas en contacto por l a compresión. para deepuh de
72 horae, habiendo ocurrido l c r reeorcidn de les mpereeczs,
e l eefuereo de compresidn en e l huerro, debido L*1 disposi-
tivo de compreaidn, por l o genernl han deserparecido. Sin embasgo, e l contacto de l a fractura mejora notablemente em
l a mayorie de los caeos, y ami se tiende QL cdeo ideal que
se obeerva en l a figura
S i hay un contacto pobre, ser4 i a piaoa eoia i a que sopor
t e e l momento de flexidn, como en l a figurar
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, . , , . , . .
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L
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ü+waente, esa eituoci6n no se deaea, #ormdmente, l a
placa soia tendrá menos del I$ de la rigidez que tiene
e l siatemo hueso-placa cuando act& conjuntamente.
En fracturas espirales.el t o r n i l l o debe colooarae per - pendiculw tü. e je de1 hueso, en lugar de lo superficie
de i a fractura. cutado se prevén momentos de torei6n y
de f l e l i bn , se puede colocar un to rn i l l o en cada orien-
tacidn , como en la figurar
L
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c c c r L
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U aiii un tomillo reduce, l o r er fwrzos de flexfán en e1
otro, ya sea aue e l hueeo get6 bajo tocsidn o bajo f l e x i 6 ~ .
Los tornil los se uti l ican para comprimir loa frega»ntoe
de una fractura o para fijar una placa contra e l hueeo por
medio de fuersae oompresivae. Sera e i tomillo miamo ei enowgad0 de crear fuerna de temión, ya que ea) ma nib
quina elemental combente uti l izada para convertir un
pequeño mgsento de torsidn en un& fran fuerza mal. ES e2
ta &ran ventaja mechica l a que hace muy dt i les a los torr&
110s como mujetadorem, en donde grandem fuerza8 de 8ujeciQi
son deseableo; son particularmente eficaces para l a f i jaaidn
de fracturae con fragmentos pequsfloil. Para maximicar l a fg erza de sujecidn, e l t o rn i l l o debe calocaree oomo en l a -
f-
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L r- i I L r L r L
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haciendo un or i f i c io de deslisaaiiento, para que l a roeca
no separe loa fragmentos.
Un * o rn i l l o machom con punta cortante puede introducir
se directamente en e l or i f ic io perforado, o puede uti l iai -
se un inmtrwnento para cortar l a rosca en e1 or i f ic io y u- sar un t o r n i l l o con punta roma. Para dlrminuir e l dpfio me-
clhifoo en e l hueso drededor del torni l lo y l a posibilidad
de fracturas en ese s i t io , 8e üebe perforar e l or i f io io p&
r a e l torni l lo y aortar l a roeoa en e l or i f ic io , Lor bora- cortantes del mcixrho de terra ja son, por neceeidad m b filo-
80s que l a punta del t o rn i l l o aisnho, debido a que e l mocrho
de terra ja se puede fabriclar con m b cuidado y sus materia
l ee pueden ser alecionee de gran durese que no pueden p e r
menecer en e l cuerpo debidm a su poca reeietmcia CI l a c z
rrosión. Un borde cortante s l i l a d ~ , implica f u e r s a meno-
res y por tanto, no deja mwhos fragmentos. 1ñ1 macho de
terre ja corta las rocas m8s netamente que un torniiio-ma-
oho y tambi6n vermite el lsinac residuo. del or i f ic io antee
de introducir e l torni l lo .
S i un torni l lo tiene un solo f i l e t e e l paso ee igual ai,
avance como se observa en l a figurar
P
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S i e l f i l e t e es grueso o cudrado, como se indica en l a
yendo su poder de fijcrción. La forma del f i l e t e en Id figg
ra: 8 es m's adecuilaa en este aspecto. Loe torni l los con f i l e t ee
agudos adlo se pueden ut i l i zes en ori f ic ioe con roma pr;
viamente lcrbrada. Tambi4n nótese que la b-e de l a rosca
estQ redondeda, para evitar concentraciones de esfuersoa
c w d o e l t u m i l l o es sometido a flexidn o tenaión. Este
procedimiento aumenta grandemente l a resistencia de1 tor-
n i l l o ante l a fatiga.
CLAVOS, CLAVOS INTRAUBDVT,ARES Y CLAVILLOS.
Los clavos, l o s elctvos intramedulares y los clcrvillos
contrariamente ci l c ~ s placas y tornil los son inPsltcionalmen
t e sometidos a f lexibn y/o toreibn. -
Considirese l a fractura de l cuello femoral mostrada en
l a figura:
"+y hokrk X" t I - q UM m e A
do ++& ~ ~ + u a c o &e
c
.," c Obviamente l a fuerza sobre la cabeza femoral inducirá un
..- momento de fieei6n en la fractura. La mngnitud de este no
mento puede VerI3e - c
- c !- en donde ae tom&
L equilibrio de Ids
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en la figura8
en cuenta, para 1cr cadera iequierda, e l
fuerzas y de loa momentos, entre l e fue-
r za de los mbculos abductoree y e l peeo del cuerpo, cuan-
do e l pie derecho está levantado mentalmente, ae puede ais
lax e l resto del cuerpo del miembro pdlvico izquierdo y -- examinar lds fuerzaa transmitidas a3 reeto del cuerpo por esta extremidad. Las fuereaa en eete caso coneisten prin-
ciaaimente en l c r de l o a nnínculos abüwtoree y de l a art icg
laeibn de l a ode re . La artlculacith de l a cadera ae puede
coneiderw como un fulcro; ya que e i pia dereuho no eetiS a
e l piso, los másculoa aductoree act& para mwtenar nive-
l a d o el tronco e impedir l a rotaoibn hacia l a dereoha, in duciendo un momento, para balancear e l peso del cuerpo en e l otro extremo de l a *paldnca*. Sin embargo, e l b r w o de
gaianca de l o s mhculoe abductorea es relativamente corto;
normamente e6 un tercio del braso de palanca del peso del
cuerpo, teniendo a l a articulacibn &e l a cadera aomo fulcm
Por tanto, la fuersa de los mdsculoa abductorea, puede ser
tres vecee l c r del vea0 del cuerpo.
3. Pueeto que e l equilibrio de la8 fu)raa8 i?eqUeru'qQe'Ta
Euereo de aa,ar%kca&.acldn de l a cadera eea igual a l a euma
de l a fuerza mucscular y l a del peso del cuerpo3 l a fuerza
en l a articulaci6n de 1d cadera es cwt ro vecee la; d b l peoo
del cuerpo. De cudquier manera, l a fueree de l a articula-
c16n de 1d cadera i n d i c d a en l a figurar
r - 5 4 -
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es g r a d e de 200 a 400 kllopond )I) O ia8e por 10 que, e1 c u
110 femora tendrá que soportu un gran momento 6e f lexión
o w d o l a . resultante no se encuentre a l o lnrgo de su eje.
Ei enfoque del principio del tirante “indicaría l a coi2
cac%ón del ca iv i i io en e l punto que muestra la figuras
y probablemente % fuera dlecuaüo e i , adem& del momento de
flexión, no hubiera momentos de torsión que pudieran cau-
sar rotacldn alrededor del e j e tiel cuello. Sin embargo, l a
marcha normal ef causa ta les momentos de torsión y aunque
peclueñoe, en compaxdción con e l momento de fiexión, eon
euficientee c o q para hacer indecuüta l a fijsroión por me-
dio de un c ldv i l l o en la figura anterior con rempecyo a l a
eat dbilidad r o tac iond glgura:
Por tanto, s i se u t i i i ~cu i % c lav i l l os , tendrán que colocarse
como:
r ._ - 55 -
- r-
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A& asim id^ fuerzas estáticas de fiexidn en id c o r t i c d & t e ra l del fémur, sonBmasitu3as pw a e l hueso. Este proble-
ma puede aiwxu-se utilizando m a combinación clavo-placa,
como en l~l figura:
De est& maera, e i hay resbrcidn $set* en l c r base Bel chvo
, e l momento de flexidn estar6 balanceada por 1 4 fuerzas de
iple fuerzaa de los torni i iQs en ia diaSieis femoral. merito
que lo6 tornil los tienen brYzoe de p a l a c a rilaonablemnte
1argos, ias fueroas que intervienen serán mucho m&s peque-
pi-. Estos principios se amplían ia8a con a di6QOSitiVOS
d4 a y e r l e , de c lav i l l os y Dlaca, que se observa IUI l a fie
ra:
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en
se
El gancho de compreeidn para osteotoda que se muestra
l a figurar
acerca m 8 s t irant e que los disposi-
tivos clavowplaca ya discutidos. La plaaa tiene uu gancho
extexno para sujetar e l fragmento proximal y un t o r n i l l o
cortical con un sditamento excéntrico. Por tanto e l frsg-
mento se comprime contra la porcidn proximal del f6mur m&
entras e1 montaje está Iiometido a tensión.
No debe esperarse que .alguno de estos diaooeitivos re- sistan por si mismo iae fuersas normalee producida por la maxcha; algunos fo l lan de inmediato con fuereari artfcul.a--
res de 90 kilooondios (180 l i b ras ) cuando se emera que - resistan fueraas de 200 a 400 kilopondios (de 400 a 800 i& brae) por tanto l a continuidad dsea es esenc id para que
l a f i jacidn tenga &xito, ya que e l diEIpOUitiV0 fallará s i
se presenta una seudoartrosis. %I fracturas intertroaantg
r icas de cuatro fragmentos, deber& tomase medid- eeta-
vilizadoras, tale8 como reseccidn dsea y colocacidn de l a
cabeea en valgo o mediate deeplasemiento.
Para fractura6 de huesos largos, se oueden wax cldvos
intramedulares para l a f i jacibn, en lugar de placae. Betas
fi jacionee son eeencidmente menos rígidas que iaa de iae
placas, ya que e l clavo está más cerca del eje neutro d.
f lexibn. ñsto puede ser inconveniente en c i e r t A circuntag
- citas; si e1 hueso consolida
P posiblilidaüee de romperse.
L bil idad, conduce finalmente
r - 57 -
lentamente, e1 clavo tiene m á e
Por otra parte, l a meor flex& a menor osteoporosis cerca &el
c
- implante, debido a que e l hueso debe soporfar l a mayor parte de l a . carga. Pueeto que los clavos intramedulares
c
r L
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Í
vienen en una amplia variedad de die&os y rigides, este
juicio ee válido en menor o mayor grado, denendiendo del
diseño del cl&vo.
El clavo de Kuntschner, con su secoión transversal en
forma de trébol, es relativamente, tdn fuerte como resie-
tente a l a flexión, debido a su coneiderable momento de - inercia de brea. Bn otrds palabrcril, tiene magor cantidad
de material alejcrdo del e j e neutro. S i n embdxgo, el diee-
fio de este clavo es s+elativamento débil en torsión, por l o
que, para estos caeos ser6 mucho m b e adecuado un clavo in- trameduiar estraido figura:
m i
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&a f i j a e i b intramedulw con u11 clavo curvo, permito l a fijaci6n en tres puntos. bee ertreioos aóncavos de l claro
preeionon oontra io sunerfieie uadóefiaa del hueso, por arriba y por abajo de l a fractura, y e1 v4rtice convaxo
1 0 h a 8 COntF8 0 1 f e a fra8tW*da figW’U: t
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Ya que los huesos largos nomndmente mora curvos, se puz
de argumentar que los clavos rectos colocados en i a e 05 vidudee medulares, l o a enderesan artificialmente
do el foco de fractura. El clovo de Sage se dioefio, part&
marmente, para lograr la f i j u i ó n intrnmeduitrr en tres
puntos del raaio, cuya curvatura naturdl. ea esencial para
l a completa wron&i6n y supinaoibn. 31 cldvo de S e e e6 - relativamente f l ex ib le y, PO $anto, d b i i ante l a toreión
y su uso debe comolementarse con inmoviiieaci6n externa.
Ei clavo de Rueh u11 clavo intramedule recto y pequeño -- of'reoe D O C ~ ventaja6 meaánicas. Su uso debe limitarse M
hueaos con conducto medula pequeño, Como e1 perad. Los
clavos de R w h son demoahdo rígidos para logrw und fi-
jacibn adecuada gn tres puntos.
V a r i a s cirauntwcitis prdcticos puedm iadicar iu Se1.Q-
ci6n de los dispositivos para osteoe6ntesis; con freduen--
cia, lam fracturas conminutus de los huesos lcrrgoe, no puo-
den f i j a r se con cliisos o placae y deben uti l isarae torni--
110s. r i
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CACOS DE UTILIZACION DE CLCIVOS Y TORNILLOS
Cardrey y Ferrer-Torrels e s t ab l e c i e r on l a importancia d e
a b r i r reducciones y g i j a c i o n e s in t e rnas como un t ratamiento de
opcibn para f r a c t u r a s v e r t i c : a l e s desplazadas de l t r a p e c i o para
restaurar l a a r t i c u l a c i b n y p r even i r fu turas a r t r i t i s con el
consecuente do l o r , perdida d e movimiento y deb i l i dad . Estos
lograron excelentes r esu l t ados con l a f i . j a c i bn d e alambres s i n
necesidad d e ninguna d i s ecc ibn ad i c i ona l , l a f i jac ibn in t e rna con
un pequeno c l avo . E s muy importante que l a pa r t e r ensartada de l
c l a v o este completamente a l r r ededor de l a f r a c tu ra para que se
obtenga una compresibn d e 105 interstici.os de l hueso l o que
p r e v i ene l a r o t a c i an en el s i t i o de l a f r a c tu ra cuando se u t i l i z a
un solo c l avo .
En otra caso se u t i l i z a n torn i l los para f i j a r y r educ i r un
s e v e r o desplazamiento de l a s v e r t eb ra s d e l a columna v e r t eb ra l e n
su p a r t e lumbo-sacra.
c - 60 -
r i r L
r i
r
BIBLIOGRAFIA
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Benno K. F . Kumer
Manual de Anatointa y Fisiol6gia
Kimber
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Air Gap Magnification Techniques In Upper Extrinity
Fractures
Consultan in Ortbppaedic Surgery
June de 1977
Slow Union of FRaCtures
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Bone Grafting in Subtrochanteric Fractures
Consultan in Qrtbopaedic Surgery
April 19$Oüi*- , *'
Qualify assurance and, wherever posible, -the improvement o/ implants ore $my economic grounds. The technical risk to the patient-who is thefinal recipient ofthe
Keywords: IMPLANTS FOR ~'nosYNTHEsI$ JMNT REPLACEMENT, QUALITY ASSURANCE
The subject of accidents in medicine has in m x n t years been taken up to an increasing extent in the press. radio and television. This emphasis in the mass media will undoubtedly contribute in the future to a mvre critical attitude than before on the pari ofboth doctorsand patients to technicalproducts used for diagnostic or therapeutic purposes. This trend will also apply increasingly in accident surgery and orthopaedic practia to implants used for osteosynthesis and joint replacement. Greater use is made of such impbuts every year and the increasing length of implantation, in the case of long-term implants, will inevitably also inmasc the risk of accidents of technical origjn [l].
Only an extensive test p r d u r e , such as that described i n the prcsent paper, can ensure that doctor~md patient a n always supplied with prOblem-fFce products. It remains to bc seen, however, how far an intensive scimtitic discussion will be sufkicnt IO ensure that all i m p h t manufactums undcnake or arrange for this esential material rating procedure.
implants currently used in orthopaedic practice can be divided into the following groups on the basis of their clinical use:
(1) implants for the fixation or stabiüzation of bone fraBmcnts during the healing proas after bone fractures, osteotomies and miniorcement operations on joints including the vertebral odumn.
(2) Implants for the filling and bridging of bone defscq,for exampk in frabum and pseudoanhroxs or after the excision of bone tmours ami osteomyelitic cavities and defects
(3) Implaots for the npiSeem+at of worn damaged or non- functional joints in the upper and lower ümbs
A funher distinction can be made on is of the residenoe tim of the implants: shorí-term imp&7i'thc functional lire of which in the body nc$d not excced oneiO~iW0 years; and long- term impian~~ required to ducb.rgc~fX&iunction lor a tifetime.
Biomatwials have toatiay wídct f~ :nguimnemts E21 depending. on thir ?tun and ,¡ataxled use, slthougb =rain fuadimcotei rs;ruirrmeorrite oommon to all matsrlils:
~~~ . .
( I ) Stohiliry in the
Implant materials chemical and physical p"0priks in of the hody. This a p p k & w u l term implants.
ldeallyneiiherthei r e k a d from it :
on the mtendcd
element in anarti
to be sdaicd in o cracking and rupiu
DIN 58 812
DIN 58 814
DIN 58 815 su
DIN 58 822 Surgical implantswnhpinr D1N 58 823 DIN 58 824 DIN 58 825
DIN 58 826 DIN 38 827
Suripcai i m p h a ; Kirschner wires S q i d impi&%gtciumann pins
di bone plates made of
surgical i m p i i w q b r ~ b o n e plates Sur-1 implant% screw hoks lor bone plates
---DIN 58 634 . .. .. . lmphls by^.: Itn-high mdeeular wiat p o l y MwPE) moulding materials; tcc+at'spcciRcations Implaiiu rOr sq&scramic materials based on aluminium Implants lor surgecn: block form o l ultra-high mokpilar-rrighr: plyethylene IUHMWPE) r m d i n g ma(enitii.td&eical rpeificatimi
DIN/ISO 5832 T 4 liiraciiiie materiahi ' Ioi surgical implants- Pan 4 Cobair-dimniiuio-moivbdmm c a t -
.~
DIN 58 835 T I
DIN 58 836
~~ mg.noy ~ ~ . . DlNllSO 5832 7 6 Mllallic WmiS ~ lor surpical imolants-
_ - manufacture and the characteristip the implants them- selves mustpo-. Some indications a& a h given with regard
-. to the 1 s t procedure, tkriature~ofa-E?$table defects and in panicuiar the form in which the results are to be d o c u m m t d ..
Quality assurana bcgiw at .t pment stage of an implant ~ h i b k wuk- points .identihed~gnd eliminatc&cvm ai,t on prototype produci--can ,yscd.~to~improve the new development. Quality asuma peocsdum for some Aesculap
.. .
: * products M described. ~,
~
.. .~ -
. .. - Standard. ' -' Title
IS@5E32/1
IS0 5832/2
IS0 583213 - -
IS0 583214
I S 0 583215
IS0 583216
lSO/DlS 5832 7
IS0 5833) I
ISOiDlS SX34 I
lSO/DlS 5834/2
IS0 583511
IS0 583512
ISOrDIS 583514 ~
ISO/DIS 5836/4
lSO/DlS 583711
IS0 5837/2
~SOIDIS 583811
I S 0 6474
I S 0 M75/1
IS0 M75/2
jmplamb&urgny-Metallie materials- Pan 1: Wrought &nkss-rteel Implants lor surgery-Metallic materials- Pa#2+&alioyod-&ifanhim .~ . Implants lor s~~~pry-Metal l ic materisls- Part 3: Wrouht titanium 6-alumiNum4- vanadium alloy Implants for surgery-Metallic materids- .Part 4 Cobalt-chromium-maly~enum
Implants lar .surgery-Metalllc matcrials- Part 5: Wrought mbalt~hromium-tungsteb nickel alloy Implants for surgery-Metallic matcrials- Part 6 Wrought cobalt-nickcl-chromium- molybdenum $ioy Implants for surgery-Metallic materials- Part 7 Forgeable and wid-lomicd mbalt- chroMum-nickcCmolyMenum-imn dloy implants for surgery-Acrylic resin Csmentb- Part I: Orthopdcdk applications Implants lor surgery-Ultra-high molecular wight polyethylene-Part I : Powder lorn Implants lor surgcry-Ultra-hi& mokuht w e i g h t - p o l y H h y l r t 2: Block lorni Implants lar surgery-Metal bone $crews- Dimensions-Part I: Screws. with wym- metrical thread variable fittinp (sphcrial) implants lor surgery-Metal .bone mews- Dimensions-Part 2: Screws with wym- metrical thread mNnt fitting (sphaial) Implants for surgayMeta1 bone x- Dimcnsioas-Part 4 Scms with symmctkal thread, va- fining (conical) Implants for surgery-Metal bone pinla- Part 4: H o b and slots corresponding to scms with' symmetrical thread. varinbk fitting (wnical) Implants for surgrry-Intramedullary nailing Systems-Part I: Intramedullary nails with clover*ilof V-shaped uors-don Implants lor surgery-Intramedullary nailing systems-Part 2 Medullary pins Implants for surgery-Skeletal pins and wirei-Part 1: Material and mechanical requirements Implants lor surgery-Ccramic materials based on alumina Implants lor surgery-Metal bone screws- Mechanical rcqtiremcnts and methods of test-Pan 1:Scrnswithary~onrKalthread variabk fitting (sphcrkah stainkc9-stocl Implants lor surgrry-Metal bone ~ m s - Mechanial rcquircmnits and methods oí 1est-M 2 Screws with wymm*rial thread,
mung alloy
COMfanlfiIlhg (Spberid) S I8h laS-StCd
.^
Osteosynthesis implants an uredfromhighlypun, . (4) austenitic chromium-nickd-mdy~txn r c ñ d s a , m a t a No. 1.4435. %implant st&l has bccn s t a n d a r d ¡ by the Standards Subcommittee on Prsiswn Meebania and Optics d D I N Deutscha lnstitut fürlrlormung e.V. in standard 7
DIN 17 443 (Stainless-steel rolkd and forged products for-.' -- . . . surgical implants). . ~ .. . ~ ~ .
meets all the nquinmuits lor grade factory expert who doesnot belong to theprodufiian.~taffofthe . !
I stainless-steels for implants, laid down at the international level -. . by the international OrlCenization-foiStari~d~~~ñ~O) in
complies in particular with the steel variety requirements recommended by national standardizAtion bod= in Britain, the United Siates and Switzerland.
- - - s t c e l w o k s ; l F B s testra4dtPitre to be-raardtd in-arraoccptance test caifccate.B asspcc¡6edúi 049. This acceptam test mtificate i s handed to théc as confirmation that the necessarytests have ban carried out on the batch supplied and that the material and the inlennediatc~ product both comply
Standard IS0 5832. Part I.ThesteelusedforAesculapimplanti- u. :
The production technique exerts a very important influaice on implant quality. Steel produced by open smelting is now
with the spccihtinns recorded-in the order. ~A final test to safegÜ%dágainst any, possible mistakes is camad out on each
~. i
virtually,out ofthequestion. Highly puresteelsarerequired both individual item(rodorpanel~toconfirm thaiihe batchsupplitd ! by 5832,1 and also by national This quality can only be obtained by s&al smelting techniquk, such as build-up smdting. and rdining in avacuum arc furnace
use of scrap smelting is not acaptat4e.
as indicaiors ofthequality ofsmelted scrap,forexample: copper. sulphur and phosphorus contents which provide similar informationon this subjcct.Theabsoiutepurity requirements in IS0 58312. Part 1, a,= not containad-m DIN 17 443. This standard contains only an optional swification. Nevertheless, a manufacturer who wishes to compte with international implant manufacturers cannot avoid the need for stringent compliance with the IS0 purity requirements.
The above standards (German stsndard DIN 17 443 and international standard I S 0 5832/1) ate at present in coum of revision. The new Msions of these standards will contain amendments to existing steel types and additional metallurgical requirements a i d at hither impmving the corrosion re- sistance and in particular the resistance to crevice corrosion (notably beimen the sarcw headand paate rcces).The intention is also 16 increase the long-term smngth and the vibration corrosion cracking resistance of implant steels.
is identical with themanufactured h c h on which the tests have been carried nut.
In spite of d v i n g the amptana test certificate from-the
satisfy himself that the material is in accordance with the supply
The following quality-control procedures have been adopted
(4) Comparison of the acceptance test certificate with the specifications in tEorder.
(b) ldentitytstofthesteel variety by(i)magngtictechniqucs and lii) by semi-quiniitative (spectral) and quantitative, analyses of the principk components.
(E) Verification of the mechanical and technoiogical pro-
elongation etc. G e n e d y accepted test techniques wi@ determined test specimenis in tensile smngth, bending strength, impact strength, torsion andcnBprnsien tests
(d) Metallographic studies on samples takcn from the
orrefining by lheelectroslag rameltingtechnique c3 and 41,The
smelting
steelworks. the customer wiil also carry out an initial test to
specifications and that no confusion has occurred.
i
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, vanous metallic materialscan be dunng
by Ihe implant manufacture"'
~-
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j i perties such as hardness, yield point, tensile strength,
--
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etc. are used to determine the mechanicat- properties.
intermediate product 40 dnmnine the smictural state @ferrite), grain size and degree ofpurity,
(e) Verifications of the shape, dimensions~and surface qualityare d e d out by measurement or comparable test Drocedures.
. ,
1
- 1
Material tests
. The test results are documented in test repnrts. Only matenal consignments which comply with the required specifications are passed lor further proassing I
-
Intermediate produas of implant steelshouid be o r d e d on the- & of the standards quoted above and the technical supply Manufacture and quality control wnditioia of the implant manufacium. A number of tests have to he camed out in the adworks before final production of the intcrm~tcprdducLWcesomeoffhepropertieswill be further moddied by the final manufaaUring p m v of the implant. These tests indude:
(1) Peñormaocc of a complete ohemical anlaysis of the mt>lten anaterial.
(2) ' d*cwination of the dcgm of purity sptafisd m IS0 5832/1 or DIN 17 443 ofsamples taken f d m ditkrent mkd billets.
stauaw for the absena oi Memte sbould be Famd out after the dnal heat ucaliiuat a d bdorc the cold worLiag requid to in- the strength. For both tests, ~ m p k s have to be takm of thc prelimmuy m a t 4 and rubjrxted io mdlographic unmiaarion
(3) D*erPinstion of thc grain sip and checking the
The manulanure olirnpiants, either by cutting.m~non.cutting pro<nseg involves a number~of problems in virious manu-
~.-T;iNirUigstagef-Anuamplcefthisistheaccdtoavoid-~~f8ias possible any partinl heating duc-m. welding. Although the . -~ implantsteel used is not susoeptibte to intercr]rstaltinecorrosion ~~
in view dlts~low caikincontenf %y risk of thia should be avoided. S i the only--me8ns~ of imparting hi& values is work-hardening and not k t ucatmmt, practice is to urwpreyiourly ha&ml matcrialfor'the ture of osteosyntheJis implants. This mepn6 that no hrther important cold shaping opcratipns can be canicd'out in view of the risk oi cr- and in particular bacause of the i n c d N k ~ d s t m s corrosion cracking.
Chemical reaction tests arc carricd out to determine whether the mat& is resistant to intmrystaliine corrosion and stress
.
. ,
corrosion cracking, although this ta is nonnatly cprricd out I
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..
M. C&ai Ounlitv assurance lor imdants in bone surmv
only as a type 181: for exampk, the Strauss' test for intercrys- tilline corrosionandboilinginsolutionswithachloridecontent for stress corrosion d i n g .
Two imponant quality criteria in all implants are: an optimal polished surface without cracks, porn or grooves, and properly rounded corners and edges. Conformity with these requirements is checked in relation to standard surfaces in intermediate examinations. using visual inspection. ii necessary with the assistance of a magnifying glass or microscope.
The absena ofcracks and p e s is checked by means of a.dye- penetration technique in which special coloured test solutions are allowed to penetrate the faults and, after removal of the ex<xss dye solution adhering to the surface, rendered visible in the fault by means of developer solutions. The faults will be bisibk w i t h the naked eye or deteciabie under UV radiation, depending on the sensitivity of the test solutions used and the magnitudc ofthe fault. Faults located beneath the sudan can be revealed mth eddy current and ultrasonic test equipment [S--71.
F i n 4 control checks are camed out on the particular products in accordance with the drawings and wntten test instructions. With few exceptions these tests are of the destruc. tive type. used to check the required quality stale. the results of which i r e taken as grounds for acceptance or rejection of the product or the needforsubsequeni remedialoperations .Thete.ii instructions specify in exact terms the method and scope of the lest.
A complete test on all components in a production batch i s usually carried out. Conformity with secondar) lest criteria can he examined by nondestructive means in spot checks. Non- dettructive tests are gradually used for cxaminaiion of
I I I All dimensions. (21 Theshapeandexecutionof~sses(forexample in bone
(3) Thread profiles, using profile templates. (4) Surface quality: the surface must be absolutely clean and
free from any form of foreign substance. in particular metal residues (filings); a so-called boiling test is camed out to determine whether m t a l filings have been removed from the surface-the location of any metal filings will be revealed by fine sites of rust in their vicinity.
(51 Test of magnetism: magnetic implants are immediately discarded.
Verification of the mechanical and technological properties finished implants is only camed out on a spot-check basis on
implants in which the load capacity is p l l y dependent on the :han@ in configuration undergone by the raw matenal during ihe manufacturing proass, that is where no conclusions can be drawn in regard to the strength ofthe component on the bask of the known values of the material.
This applies in principle to bone screws: screw samples are taken from each production batch according to the size of thc batch and subjMed to a twisting t a t until they break. The amptancemitcria consist ofthe breaking torque values reached and the torsion angle up to the time of rupture.
Long-term strenglh tesis are only performed as type tests. since these are very timesonsuming destructive tests: they are performed regulariy, but at long intervals on current production batches. The results form part oíthe statistical quality monitor- ingsystem,whichisintendedtoprondenotonlyspctureofthe quality pattern, but also indications of any quality defects.
plates).
Documentation An exact m r d is maintained on each production batch. This shows the test results of all malerial tesis, making clear in respect of each operation what factory and additional resourm have been used, by whom the test was carried out and when, and any special features together with their repercussions and the remedial measures taken.
This is intended to provide a complete'characteristic picture' o f ~ ~ e a c h implant,-which will_enabIe-in the..gent of-any. ... subsequent accidents-any defects in the material or in the manufacturing pro<ss to be rapidly recognized as the cause of the failure. It should be equally possible on this basis to demonstrate that the accident was not caused by the material or by a manufacturing error.
The documentation system is built up in such a way that allocations cannot be cancelled retrospectively, so that the material allocated to any one order remains with that particular order and cannot be exchanged with any other order. The documentation is built up by means of written determination of all the necessary data.Themanufacturing batch isgivena clearly recognizable batch number-which cannot be confused with other batch numbers-which is applied to each implant in the batch. The accompanying documents are filed and stored for at Icast 20 years.
The purpose of the documentation system is to permit reference lo the material batch used for the manufacture of a particular implant-at any time thereafter. It is also useful-as means of obtaining recognition of implant quality,from official supsrvisory organizations or competent user associations.
External monitoring The requirement that implants from Merent manufacturers should be capable of being exchanged or combined has meant that a number of implants are already covered in standards (DIN, ASIM, ISO). Thus it is possible to have the quality of a product verified by independent test centres. justifying the application of an oñicially recognized quality seal as a result of confo'rmity with the standard. Relevant test directives and implementation instructions are already available for bone screws, providing, in F R Germany, grounds for an application to be made for a product to carry the DIN-tested symbol. Coníormity of the product with current DIN standards is established in many cases by reference to these technical regulations and by application of the markings spsified in the standard. The recognized DIN symbol S therefore regarded as evidence of codormity with the standard, being used and checked by the manufacturer on his own rcsponsibility.
Monitoring by an outside organization, including a design test and also production checks at fixed intervals by recognized neutral institutes, provides a substantially greater measure of security for the producl u=. In the case of implants, w h m quality is a vital factor for bbth patient and surgeon, only some form of independent monitoring ana manufacturing checks wii- . be acceptable in the future.
Thus the test standards for bone screws have ..been supplemented with instructions on sampling, numbers of samples and the procedure to be adopted for the spenSed tests. &one screws which conform to the standard may bemarked with DIN-tested and DIN-monitored symbols awarded by the Dcutscbe GseUschan fur Warenkenazadinung (DGWK) ( G e m Trademark Association) and identiñcd by the ugcr as a product conforming to national and international standards Acsculap is entitled to carny the DIN-tested symboi on its bone s c m s on the b i s of successful perionnaoce in the apeafied tats.
.
~
~. -.
isual inspection to exclude the possibility
reveal surface discontinuitiw which are not ked eye: A radioiogical examination is made of
tbueshrstlnrefore been introducédiñthe Aescula&~W [SI, which imposes to a large extent equally stringent
..nMWSihoseapplhble to components i n thdcra f t i
as ultfasonic or eddy current methods, n little used because of the difficulty in
A serial identification number isengraved on each prosthesis aualitv-control tests. so as to ensure ,~
material charactenstin in the stnct sense. hut also a very that acomD&heck has kn made ofthe whole Drdun,on comprehensive testing~of the componenl.~--'
Spherical heads are usually produced from well-tried *ear. resistant cobalt alloy by the lost-wax casting technique [9 and io]. Depending on the design and anchoring technique, the shaft may consist of the same Cast material, the head and shaft Uomponents being welded .together. IT the prmthetic
promss for each individual pr6sthesis and the results entered in the factory test record for prosthesis components. X-ray photo- graphsacceptance test certificates and test records are retained on file-for 20 years. The identification number is made up of figures and letters insucha way that i t cannot be repeated within 20 veirs~ - -
structure is exposed io exceptional stresses, a forged modtl of titanium alloy may be used for the shaft component. In this case preference should be given to a mechanically Fitted ceramic sphere consisting of sintered niuminium oxide. Low-friction Production and testing of thefemoral head
The precise sphericity and the ultrafine polished suríaa.of the polyethylene acetabula are used as friction partners.
~. .~ ~~ ~~~~ spherical head-xre factors of particular importance for the rribological behaviour of the articulating contaq surfaces of the prosthesis. A maximum deviation from sphericity of 5 pm and a maximum surface roughness (R. max) of005 flm as a measure of Tests on the muterial and rough components
- . . intermcdiate product or on xlected rough'components in the course of an acceptance inspection at Aescuíap. The material is
Prosthesis huids
only relcastd for further processing, and the test results docum- ented. if the specified values are confirmed. Regular texture and particle size determinations are Carried out during the course of theproassingstagcssincethex paramttersmay bemodified by The tniological behaviour of a prosthesis (friction, wear, heat treatments with a critical eReit -the mechanical pro- lubrication) is governed not only by the material characteristics perties. The results of these quality-control measures are entcrtd and the avaiiabk lubrication mechanism, but also by factors in the ten record, the M<U* and relevant parameters of the such asfhcbend dioiRcter,shapingmraqcniraey,fuñra qnalityand material treatment being documgated. the play between tht iriction parlners. Expmination of these
The mechanical characteristics of our products cor implant- design and production parameters is carried out with a move- '. at ionin the human body gobeyond thrminimum rquirements ment and ioading simulator which providen an optimal test
spzdfied hitherto in the IS0 standards. In addition, the procafiyrc for the complete hip joint replacement. This device deübuately induced material states of metal implant materids permits an optimal simulation of the dikrcnt fonns of move- have to wt s w a l mykunrnts for~nample with respect to ~ ~~~ ~~rnnit for any body d&. such as rapid walking or ascending chemical homogeneity, freedom from stress, or long-term stairs.niecomprrssiontoad and themoment offriction between - strmgth.Additional sampleswcfzken kom completed prodiids acetabulum can.bc determined by
~ . . for meastkement of the s.Wk and dynhniccharactcrisdcs. The mwn. This Gmulator is u& both measud:pammeters are assessed on a statístical basis soap IO lopments in the mptenals sector and also, on provide t$p¡ciI-&an values with a y defined standard the baris of a statistical random cb& plan, for the performance deviation: of continuous quality-control checks of the tribological
propztt~ of rhc material is &ectal by means oi a dcstructiw Although these tcSis are extmndy e&ctive, it has to be test which can only k carried our on rcprexntative random. ~ borne in mind that a r t i W joints wiil not exhibit the samc spmplcs. bbataiai hults whichmay o~cur on individual w m p tribological behaviour in uiw as in the simulator. since it is not neo% such as sparation .of the material, cracks, shrinkage possibk in the latter to simulate the conditions obtaining in the a*tw.ouerlapping ctc, cannot in this case be identified. The ' living organism. Tbm are also certain limits to the praiictive
112
teStS
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Qumiiuy control of the meterid of the mechanical ckractenstb.of ed hip prostheses.
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value of simulator results. The wear Rtccan be cafsutated for determined test conditions. but-n<ronchrows~how o h and'-^ how intensively a prosthesis will be nder stress by an individual patient This means that of activity of the d patient will always be an unknown q w t y which knot accessible to measurement. . . . .
speaal a s e that of a violent frmure, where rupture
-~ ~- -mrve parallettcrthe abscissa:-Thá means that an u n n s t d d ~ -~ .
Stutic and dynamic fatigue .strength studies ~ ~~ . . servicelifecan beachieved, provided that thestresses appliedare
bekIh!!imit s??.!?!!!? This is the tar@ to ~ be aimed a t for the load cycle frequency in hip prosthem (1-3 millioniyear).
analysisisarrimportanetaGhnique foraha tive test,ne of different models of oros*. esDedallv for the ~
-testing of newly developed prosthe&. T h e m l t ~ of sudrfañgue strength tests. which reflect in particular the relevant design factors, should provide advance infdmation on the rupture strength of new prostheses.
For this reason static fatigÜe strength tests were Camdoul on25 selected types of prostheses. The~p&lhem' shafts under- went a quantitative stress analysis uiing main gauge instru- ments. the analyses being canied & a t d i ñ e r e n t levels of embedding so as to simulate the de& of loosening. The load was applied in a vertical direction. V 4 s a n d valgus deformities were simulated by tipping the relainiogdevia through an angle oí 5". For comparison with the njeihod of embedding in adaptors, individual prostheses were &bedded in the bones of cadavwrs and, in addition to the s t b on the shaíi of the prosthesis the longitudinal and circulhrstresses were measured on the outside of thekmur. ThefoU&nlgc?nclusions could. in^. principle, be drawn from the results.
-
( I 1 I t was universally true for all p/ostheses that insertion in a valgus position, by comparisgn with a normal or varus position caused a reduction in the individual reaction farces, a curtailment of the bending moment and a displacement of the pzak bend+gmmmt in a proximal dimtion within the prosthe¡$. ....
(2) In loomed prostheses the mMmum stress is displaced into the distal range of the prásth& The most serious disadvantage of loosened femoral prostheses is, however, the substantial increase io tbc stresses occumng by comparison with a firmly seatied prosthesis i t has also been found that the harmful e&ctfectofimplantation in the varus position only makes itsek fully felt in the case of a loosened prosthesis. ~ .
(3) In regard to the stresses occyrríng in long-shaft pros- theses the transfer of force to the bones does not occur so rapidly in thiscase;a lower st re gradient is applied along the shaft. One particular dfea ofthir is that femoral shah Iflactuns at the distal end of the shaft m u r relatively saldom in the Case of long-shaflprostheses. They enjoy a further clear advantage in the/evnit of loosening of the prosthesis, since the resultingjstrcsses are less intensive than in a short prosthesis of the *e type. A socalled selfcentring eñect in the femoial shaH is also observed in longshaft prostheses. ThiFl&e%ns that a.nnrtrai 01.
- ~ vagus position is generally bbtained~~with prosthevJ shafts of this typc and varusjpositions (with the con- sequent higher
the prosthesis
i n addition to these static tests, bo+mr,dynamic tests in the form of s d l e d long-term vibratiQn trials arr particularly important as a routine element in qu& control. The aim here is to determine the dynamic fatigue slrcngth, that is the fatigue
.~ In preparation for the,lo&-term.~v¡bration trial on hip ~t
prostheses the prosthesis shafts are introduced into a reprodu- cible lengthwise position in relation to a 'standard femur'. The prosthesis shaft is then fixed in polymethylmethacrylate 50mm below the collarof the prosthesis (simulated lwsening in-the proximal area of the shah). To allow for the influence of possible corrosion fatigue eñects, the trial must be carried out in the presence of a corrosive medium. for example Ringer's solution. preferably the liquid should he heated to 37°C.
Since the load on the human femur during normal walking can amount to a multiple of the body weight, appmpnate forces also haveto beappliedtotheprosthesisduringthedynamicload test. Ií various points on the stress-cycle diagram representing the fatigue strength are alrcdtly known for a previously tested t y p of prosthesis. the comparative investigations need only be carried out at a determined threshold load value (representing the long-term strength). If the prosthesis is then capable of withstanding 5 x 19b c-les. the possibility of an in vivo failure can be broadly excluded. This only applies. however. on the assumption of a satisfactory anchoring of the prosthesis.
This test is normally carried out with a sinusoidal load pattern and at a frequency oí lOHr This test 1requency;very much hi&er than that of natural walking is required in order to keep the test duration and in consequence the test costs within economically acceptable limits. If. however, the requirement is to examine the corrosion fatigue effects referred to above. the frequency must in all circumstances be reduced to about 5 Hz.
Quality-assurance measures for polyethylene acet- ahulnr cup
The acetabula cup of Aesculap total prostheses are produced from ultra-high molecular weight low-pressure poly- ethylenes which have to undergo special manufacturing and testing prowvr M o r e they are released as implant material. The requirements to be met by this material and the relevant test methods and test data have been laid down in FR Germany in standard DIN 58 834. A corresponding international IS0 standard~is~.in the course of preparation.
A factory certificate is required, covering the productionand -testing--omatuial intcnded for sur@cal implants- .The high. .. molccuiar wcigtiroL~dtra-high.molecular weight low-prcssure polyethylene results in an extremely high meking viscosity. The material cannot therefore be produced by injeciion moulding in the Same way as other thermoplastic materials Acetabular cup in polyethylene have to .be produad by machining proasscs AlthQugh in~thc~case of a m@/piartic pairing the contact surfaces of the pia& component are rapidly smoothed during the initial stages, particular attention has to be paid to a smooth contact surface when proassing the acetabulum, in order to restrict to a minimum the occurrence of friction particles during the initial phase. An exceptionally smooth
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residues from the synthesis phase cannot be avoided in the production d ultra-high ~ molecular weight polyethylene.
. . Although €he ~phyrioiogical harmlessness of thcse-'+a' has bocn dckmstratcd a careful check has to be made that the wmact surface of the acetabulum is absolutely free of these o c c + o . ~ ~ very hard particles. This..would resultina scratah- ing of tha spherical head and consequent increase in the wear on the metal and plastic components.
---The ' thmnaf- - res is tanaDf-ulf ra~~~~lecular weight polyethykne is insufficient to permit the manufactured parts to be sterilized in prksurized steam. Acetabular cup are therefore sterilized by y-irradiation after packing. During irradi- ation the acetabula are enclosed in a sealed polytbcne bag, in which they are inserted in a polystyrene casting, the joints of the latter being,bonded all mund. This ensures that the steriliiy.of theoutndeofthepolyptyrenecasingis~intact. Further protection is provided by two Styropor half-shells which are also bonded together. As a final precaution, this pack is inserted in a further cardboardcasing. All componentscarry labels with information on tk contents and a batch number to enable the production and sterilization processes and the sterility test to be checked. lndsaton attached to the pack, which turn from yellow to red during itradiation sterilization, indicate whether it has under- gone irradiation.
The sterility test is carried out in accordance with a test procedure worked out jointly-by the irradiation centre and a hygiene institute. Before each sterilization operation a number of acetabular cup, infected by the hygiene institute with test spores,ane inserted as samples in the large cardboard carton in which the products arc to pass through the irradiation plant. After sterilization the Eomplete batch remains sealed until an expert opinion on the sterility of the &mined samples has been obtained from the hygjene institute. Only at this stage are the acetabular cup in this,batch released for sale.
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conclusions Tbeptient,as thefinalrecipient ofanimplantmust beexposed to the minimum pssiMc risk by any technical aids required for his tratmcnt. The doctor responsible for the insertion of the aid therrlore requires a guarantee that the material and design of the implant satisfy in full the expatations which he has formed on the basis, of his previous experience. The information supplied must be objective. independent of sales arguments and verifiable in accordance with recognized test'procedures. Conformity with c u m t technical regulations and standards must be check& by independent test institutes and the documentation must be pn%mi& in such d way that the validity of this infamation can be rocognizcd by thc doctor wen without extensive technid and physical knowadp. Continuous revision of the technid reggwlaiiops~in accordana'with the intmiitional stat6 of the technology must be carried out by suitabk specialist bodies and incorporated in the relevant publications without excessive
A lot d thought has to be siven to mtricting the risks add guaramting safcty by product quality, which will in turn have $wnomic repcrnulsiolrs. ihc balana between wsts and service, faüngmtoacfount.Uiheamunstanccs,mustbestnickinsuch a way that optimal &y and nliabiüty are achieved for both doctor and pticnt in the bandiing of medical equipment.
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Editors' note
A companion paper by Bernard Bloch The International Organization for StandardVjltmn technical committee on implants for surgery' will be published in Volume 8, Number 4.
SYMPOSIUM ON VASCULAR CRAFTS The present system for manufacturing and testing standard grafts in dinical use is to be exammod at a 'Symposium on V d a r Grañ Update: Saicty and Performance', which will be held on 27 and 28 November 1984 in Williamsburg, Virginia, USA. The event is beingsponSored by the ASTM Committee F-4 on M e d i d and Surgical Materiaisad Devices and it$ Subwmmittoe FW.04 on ~Y~ Implants and Materials. Cosponsors are the Food and Drug Administration -(FDA), the International-Center for ~ ~
Artificial Organs and Transplantatioii(lCAOT), and the Department~d Health and Human ScMccs.
Reqirtration i i J m r w n from Helm Kantbic, The Cleveland Clinic F d a i i o n , 9500 Euclid &me, Cleueland, Ohio 44iM. USA.
Displaced vertical fracture of the trapezium
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844 F r e e i d and Finley Thc Journal of
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I i~iitonrs e o n of ócr Pnpnium d th mpuimneta- crpifjoP<bedon &&iffive canallous iag r r e w ñxltion.
Fig. 4. Attor 2% pus. the apcliurn is uiiücd and reconsti- tuted u the -re rk. Tho <opliwrucup.l joint U con-
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Fig. 3. Ddnitivs ñmtkni with a a d cineellous tag screw.
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&I dl of the threaded pintion of'& scnw is com- pieeiy across the fracture sitt so that compression is obtained. Conrprsssion of the interstices of the cancel- bur boa pmvent mlation at & fracture site when wiy a singie smw is used. We found oniy om other prece- dent for thh type of treatment!
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Fig. 1. !k.phoiunate d*locuriaii of k í ~ wriu.
J' BEDUCTION AND STABILISATION OF SEVERE
SPONDYLOLISTHESIS A REPORT OF THREE CASES
S. SIJBRANDIJ
From the State Univrrsity Hospifal, Utrecht
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of a Eielke sacral bar (Fig8 1 to 3). With this combination a stabk Exation betwc.cn the reduced LS vertebra and the I)(1oNm can bc achieved withail immabiiiriag the adjacent lumbar vertebrae. Baoc grrRs arc not needed.
41 REDUCTION AND STABILISATION OF SEVERE SPONDYLOLISTHESIS
Fis 2 Fin. 3 Fig. I - Diyrams iUurtrpUnp d u c i ~ o n and fixation of sevm rpord)blirlhcsis of L5 (80 per cent slip). Fisurel-Tb.rr ir minding off of thzbody of L5 and the, sacrum. Fipre 2 - D i e i i a n with Harnngm &is. resection of bone fmrn U 8nd lhe sacrum, and d w t i o n d LS wlh screws. lyre 3-Fuunni oí LS wiih screws and a sacral bar afur mwpl d
H8mngton iarw~rniation.
of the lumbosacral disc and h e nrorption with decreasing stability of the lumbosacnmi.3
The instability of young patients with severe spmdylolisthesis is ofsuch a degree that even &-ter fuad lmhacral arthrodesis pmgmwion of the rap bu barn obsaved. Taillard (1957) has derrikd i n e m dip
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42 S. SIJURAXDIJ
Fig. 8 Fig. 9 Fig. 10 Radiographs of the 4umbsacral spine of a girl born in 1957. Figure 8-In 1969 she h d a n anterior .interbody fusion to c o m c t a 50 per cent spondylolisthesis of LS. Figure %Nineteen months later there w ~ l i 7J per cent slip, although there seemed to be wund fusion of the arthrodesis. Figure Ii+Twelve years after the operation there is
100 per cent slip with a roentgenologically solid fusion mass between LS and the sacrum.
a&r reduction and posterior spondylodesis and we have obsarvcd it after anterior intercorporeal arthrodesis in a girl aged 12 years during the 12 years after operation (Figs 8 to 10).
Boxalletul. (1979)collected34uwes in whichspinal fusion, with or without reduction, for severe spondylo- lirthsris had been carried out. In spite of fusion of the spondylodesis they observed progressive slip of L5 in nine of the 34 cases.
These facts illustrate that both after anterior and pouSnor lumbosacral fusion progreasion of the slip or ruüp can occur. In all t h w anterior and posterior inrnbacd fusions autogem bone grafiing is carried out. Evidently, during the phase of aeeping substitution ofthac g.fts, deformation of the grafted bone masa can occur. hbt l e s s the deformation of the s a c m and of tht body of L5 (Fig. 1) dso contributes to further dip or &p.
In our method intcrpaitioii of bone grafts between ind tk MCNm ¡O Wt w, iumbcdacrai ftuiOn
bsmg achieved within s u mona due to close contact
between the raw bone of the L5 and Sl bodies. The area of contact between the sacrum and L5 is or lcss perpendicular to the axis of the lumhcra l cdumn pfter the operation due to :he resection of bone (Fe. 2). In the postoperative period stable internal fuation protects the reduced vertebra (Fig. 3). Without any doubt ihw arc factors which have prevented malipping.
Another advantage of our modified technique for reducing and stabilising spondylolisthesis in a on&p operation is that the posterior route enables the su- to decompress the nerve roots and to control neural structures during the whok p d u r e ; enough bone from the lower part of the body of L5 and from the uppcr part of the sacrum must k rrsccted to avoid too much tension on the neural structures.
Reduction of severe spondyldisthaís is a mapr operative procedure which, in cur opinion. rbould k undertaken only in Grade iiI and N rpatdyldir(ass* and in spondylop~is. When there is las displrcoiaent arthrodesis in situ gives excclient muits and therefom reduction in these patients ii not justified.
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![[OINP2014] Andrea Vanini, Uidu "Uidu.org il network socialmente utile"](https://img.dokumen.tips/doc/110x75/548ba8f0b47959050d8b62fd/oinp2014-andrea-vanini-uidu-uiduorg-il-network-socialmente-utile.jpg)
