EFECTO EN RANGO DE MOVIMIENTO EN REDISEÑO DE

MEMORIAS DEL XVI CONGRESO INTERNACIONAL ANUAL DE LA SOMIM
22 al 24 DE SEPTIEMBRE, 2010 MONTERREY, NUEVO LEÓN, MÉXICO
EFECTO EN RANGO DE MOVIMIENTO EN REDISEÑO DE PRÓTESIS DE
CADERA.
Alvarez Vera Melvyn.
Facultad de Ingeniería Mecánica y Eléctrica, Universidad Autónoma de Nuevo León, México
Av. Universidad S/N, San Nicolás de los Garza, C.P. 66450, N.L.
Teléfono (81)1492 0375, FAX.(81)1052 3321.
[email protected]
RESUMEN
La artroplastia de cadera de superficie se ha
incrementado como alternativa de artroplastia
total de cadera en pacientes jóvenes y activos
que requieren mayor rango de movimiento de
articulación. El objetivo de este estudio fue
determinar el efecto en rango de movimiento en
una artroplastia de superficie para diferentes
orientaciones del componente acetabular. Un
modelo tridimensional CAD de cadera natural
fue creado y los diseños de componentes
protésicos fueron implantados en la parte
acetabular y femoral. El método cinemático de
análisis de la cadera permite comparar el patrón
de rango de movimiento y localizar el
pinzamiento. Los movimientos analizados
fueron flexión, abducción, rotación externa y
rotación interna. El rediseño geométrico de copa
acetabular permitió incrementar el rango de
movimiento antes de llegar al pinzamiento entre
el hueso femoral y el componente acetabular. El
pinzamiento protésico puede limitar el rango de
movimiento a causa de una inadecuada
orientación del componente acetabular.
ABSTRACT
Hip resurfacing arthroplasty has increased as an
alternative to total hip arthroplasty in young,
active patients requiring a greater range of
motion in the joint. The aim of this study was to
determinate the effect of the range of motion of
the total resurfacing arthoplasty at different
orientation of the acetabular component. A
three-dimensional CAD model of the natual hip
was created and designs of the prosthetic
components were implanted. The maximum
angles of hip flexion, abduction, internal
ratation and external rotation were calculated.
Kinematic method of the hip analysis allow to
compare the hip range of motion pattern and
locate impingement. Geometric redesign of
acetabular cup has led to increased range of
motion before reaching the point of
impingement between the femoral bone and the
ISBN: 978-607-95309-3-8
acetabular component. Prosthectic impingement
due to an inadequate orientation of the
acetabular componenet limit the range of
motion of the total hip resurfacing.
1 INTRODUCCIÓN
La artroplastia total de cadera es un
procedimiento quirúrgico destinado a restaurar
la movilidad de la cadera la cual es afectada en
su funcionalidad principalmente por fracturas
óseas o enfermedades degenerativas de
cartílago, el procedimiento consiste en cambiar
la parte afectada de la cadera por un implante
artroplastico el cual esta compuesto por dos
elementos, el primero es el componente femoral
el cual es insertado en el hueso del fémur y el
segundo es el componente acetabular el cual es
insertado en cavidad cotiloidea de la pelvis.
Estos implantes pueden ser de dos tipos, el
primero de vástago para la artroplastia total de
cadera la cual es indicada en fracturas y
enfermedad articulares de cartílago en pacientes
mayores de 60 años, en el cual es seccionada y
removida la cabeza y el canal medular del fémur
como se muestra en la figura 1 a), el segundo de
superficie para la artroplastia total de superficie
o resuperficialización en el cual únicamente se
remodela la superficie ósea del fémur sin
seccionarla, figura 1 b) [1].
A pesar del reciente interés que ha tenido la
comunidad medica en la artroplastia total de
superficie, el concepto de la prótesis de cadera
de superficie no es nuevo. La primer artroplastia
total de cadera de superficie fue realizada por
Charley en los años 50’s usando la
configuración de articulación de teflón, éste tipo
de implante fue asociado con falla temprana por
necrosis de la cabeza femoral [2]. En los 70’s la
artroplastia de superficie reapareció, como una
alternativa para preservar el manto óseo femoral
en comparación con la artroplastia total de
cadera convencional. Los resultados iniciales
pronto dieron rangos de falla inaceptables
concernientes a la perdida acetabular y fractura
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del cuello femoral a acusa de un diseño pobre y
métodos inapropiados de manufactura [3-6] ya
que es importante tener un conocimiento
adecuado de la metalurgia del proceso y las
aleaciones [7,8]. En los 80’s el concepto de
resuperficialización introducido en los años
anteriores condujo a prótesis de cabeza femoral
grande con copas acetabulares de pared delgada
de Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular
(UHMWPE) el cual produjo partículas de
desgaste significativamente con una alta taza de
cirugías de revisión [9,10]. En la década de los
90’s fueron usados prótesis de superficie metal
sobre metal y sistemas híbridos con acetábulos
no cementados [11].
a)
b)
Figura 1. Tipos de prótesis de cadera.
Artroplastia total de cadera a), artroplastia total
de superficie b).
Actualmente la artroplastia total de cadera de
superficie está indicada como solución a
problemas relacionados con enfermedades
degenerativas y dolor en la cadera que limitan la
movilidad de la articulación de la cadera en
pacientes jóvenes [12-14]. Los resultados
insatisfactorios de la artroplastia total de cadera
convencional en la población más joven menor
a 60 años, ha iniciado un nuevo interés en la
última década en las prótesis de superficie con
todas sus ventajas teóricas [15], preservando la
mayor parte de la cabeza y el canal femoral
medular intacto lo cual permite una futura
cirugía de revisión o reintervención con una
prótesis de vástago estándar, si esta fuera
necesaria. La cabeza femoral superficializada
reproduce lo más cercanamente posible al
tamaño anatómico del paciente y provee un
tamaño óptimo de componentes que reducen el
riesgo de pinzamiento femoro-acetabular el cual
consiste en el choque que se produce entre el
hueso femoral y el componente protésico
acetabular o bien entre hueso del fémur y el
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hueso de la pelvis cuando el movimiento de la
extremidad es llevado a su punto máximo.
Además se reduce la incidencia de dislocación
en el cual la cabeza femoral se sale de su lugar
[16,17].
El uso de la prótesis total de cadera de
superficie en pacientes activos más jóvenes
demanda mayor movilidad de la articulación.
Una serie de estudios del rango de movilidad
permiten analizar la dislocación y el
pinzamiento del cuello femoral causado por el
diseño y por la orientación del implante. Un
componente femoral de diámetro más grande
relativo al diámetro del cuello femoral resulta en
un rango mayor de movimiento de la cadera al
punto de pinzamiento [18]. Se han reportado por
diversos autores un incremento en el rango de
movilidad después de la artroplastia de
superficie [19,20], sin embargo se han reportado
diferencias en el incremento del rango de
movimiento después de la artroplastia de
superficie comparado con la artroplastia de
cadera estándar, estas discrepancias han descrito
que las caderas sometidas a superficialización
tienen relaciones femorales anormales del cuello
y cabeza, lo cual conduce al pinzamiento y un
decremento en el rango de movimiento [21]. El
rango de movimiento de la artroplastia de
superficie
observado
en
un
estudio
computacional muestra que la movilidad de la
cadera es sustancialmente menor en la
artroplastia total de resuperficialización que en
la artroplastia convencional, en el cual el rango
de movilidad está vinculado a la razón de
tamaño de cabeza-cuello el cual debe ser mayor
a 1.2, y además el pinzamiento del cuello
femoral sobre el componente acetabular
incrementa el riesgo de dislocación, fractura de
cuello y subsecuentemente la perdida del
implante [27].
Los resultados en la funcionalidad del rango de
movimiento en la artroplastia de superficie ha
llevado a considerar el rediseño de la copa
acetabular. En este trabajo se presenta un
estudio computacional concerniente al rango de
movimiento para diferentes diseños acetabulares
de una prótesis total de cadera de superficie para
mejorar el rango de movilidad, reducir el
pinzamiento y el riesgo de dislocación con
diferentes orientaciones del componente
acetabular. Los resultados fueron comparados
con estudios de rango de movimiento de
prótesis de superficie y se encontró que tanto la
adecuada orientación de los implantes, así como
el diseño pueden influir directamente en el
rango de movimiento de la cadera.
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DEX
165º
DIN
α=0
º
165º
β=45
º
a)
b)
c)
Figura 2. Características de diseño de los implantes analizados. Componente femoral a). Componente
acetabular estándar b) y nuevo diseño de componente acetabular.
2 DESARROLLO
2.1 Desarrollo de una nueva prótesis
Los diseños del implante articular fueron
realizados de modo que el componente
acetabular permita hacer una comparación en el
rango de movimiento entre un diseño
convencional y el nuevo diseño propuesto en
este trabajo (ver figura 2). El diseño del
componente femoral fue realizado de acuerdo a
la configuración estándar en éste tipo de
implantes con un tamaño de cabeza de 46mm,
se muestra el diámetro externo DEX = 46mm y el
diámetro interno resuperficializado DIN=38.3
mm a). El diseño del primer componente
acetabular tiene una configuración estándar con
un ángulo de cobertura de 165º y el espesor de
la pared de 3 mm y un ángulo de corte α=0º b).
El nuevo diseño del componente acetabular al
que tiene una cobertura de 165º y el espesor de
pared de 3 mm, además el diseño tiene un
novedoso ángulo de corte a β=45º en el borde
interior que le permite incrementar al rango de
movimiento antes de producirse el pinzamiento
entre el implante acetabular con el hueso
femoral c).
2.2 Modelo de simulación
El modelo fue generado de forma virtual
tridimensional CAD (diseño asistido por
computadora) de una articulación cadavérica de
cadera. El modelo del la articulación de la
cadera consistió en la reconstrucción articular
de los huesos del fémur y la pelvis. El implante
virtual de la prótesis de cadera de superficie y el
análisis del rango de movimiento fueron
realizado usando el software comercial
SOLIDWORKS SPO.
El tamaño de los componentes femoral y
acetabular del implante fueron elegidos de
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acuerdo a las dimensiones del los huesos. El
tamaño del componente femoral fue de 46 mm y
fue orientado con un ángulo cervicodiafisario de
135º el cual es formado por el ángulo que se
genera entre eje longitudinal axial del fémur y la
cabeza femoral a) y 0º de anteversión, el cual es
generado por el movimiento a la derecha o a la
izquierda a partir de la posición central indicada
en la figura b). El tamaño del hueso femoral fue
de 47 mm con una relación cabeza-cuello 1.227,
la cual fue resuperficializado e implantado
siguiendo las técnicas quirúrgicas de alineación
e implante utilizados en la artroplastia total de
superficie como se muestra en figura 3 [23-27].
a)
b)
Figura 3. Implante femoral. Vista lateral con
ángulo cervicodiafisario a). Vista superior sin
ángulo de anteversión b).
El componente acetabular fue implantado
simulando diferentes configuraciones de
posición como se muestra en la figura 4, con
una inclinación la cual indica el giro hacia
arriba o abajo sobre el eje sagital de 40º, 45º y
50º y para la anteversión en el cual gira hacia
adelante o atrás sobre el eje vertical de -15º,
-10º, -5º, 0º, 5º, 10º y 15º para evaluar la
influencia de las diferentes posiciones en el
rango de movimiento. Estas 18 combinaciones
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de posición del componente acetabular fueron
analizadas para el máximo rango de movimiento
hasta alcanzar el punto de pinzamiento de la
articulación.
Eje
vertical
Inclinación
Inclinación
Eje
transverso
Anteversión -
Anteversión +
Eje
sagital
Anteversión
en las figura 6 y 7, donde las posiciones
examinadas para el rango de movimiento
propuestos en este estudio son máxima flexión,
máxima abducción, máxima rotación interna a
90º de flexión y máxima rotación externa a 90º
de flexión [29,30]. El análisis cinemático fue
hecho realizando las maniobras de movimiento
hasta alcanzar el punto máximo de movilidad y
llegar al pinzamiento. El movimiento de flexión
parte de la posición neutral y fue llevado hasta
el pinzamiento. El movimiento de abducción
parte de la posición neutral y fue llevado al
punto
de
pinzamiento
máximo.
Los
movimientos de rotación interna y rotación
externa partieron de la posición inicial de
flexión a 90º.
a)
b)
Figura 4. Orientación de componente acetabular
a), implante acetabular en pelvis b).
Para definir la orientación de la posición neutral
de la cadera fue utilizado el sistema coordenado
cartesiano como se muestra en la figura 5. La
pelvis esta orientada en el plano pélvico anterior
definido por la espina iliaca anterosuperior
(EIAS) y la parte central del tubérculo púbico
(TP). El sistema de coordenadas del
componente femoral es el eje paralelo al plano
pélvico que intersecta el centro de rotación de la
cabeza femoral (CF) y el centro de la rodilla
(CR), conocido como plano frontal [27,28].
EIAS
TP
CF
Rotación
externa
Figura 6. Movimientos de la cadera.
Eje vertical
Plano sagital
(flexión-extensión)
EIAS
CF
Abducción
Flexión
Eje
transverso
TP
Plano frontal
(abducción-aducción)
Plano transverso
(rotación)
Eje sagital
Figura 7. Planos anatómicos y ejes de
referencia.
CR
CR
Figura 5. Vista anterior y lateral del modelo
CAD de la articulación de la cadera.
2.3 Simulación cinemática
Los movimientos que se generan en la cadera y
los planos en los que se generan son mostrados
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El sistema sobre el cual se realizó el rango de
movimiento fija el punto de origen en el centro
de rotación geométrico de la cabeza femoral.
Partiendo de la posición neutral flexión 0º,
abducción 0º y rotación 0º, se realizaron las
maniobras de movimiento hasta alcanzar el
pinzamiento entre el componente acetabular y el
cuello femoral. La simulación de movimiento
del fémur utilizó el sistema de detección de
colisiones del software para analizar el rango de
movimiento con respecto al sistema coordenado
anatómico.
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RESULTADOS
El rango de movimiento de la flexión a 0º de
abducción y 0º de rotación para todas las
combinaciones de posición de los componentes
protésicos son mostrados en la tabla 1. Los
resultados muestran que la inclinación de la
copa acetabular orientada a 50º obtuvo un
mayor rango de movilidad en comparación con
las inclinaciones de 45º y 40º. Para la
anteversión del componente acetabular el menor
rango de movimiento fue para -15º y se
incrementó el rango de movimiento conforme se
aumentó la anteversión. El menor rango de
movimiento para flexión pura fue de 70.25º con
el componente acetabular a una inclinación de
40º y una anteversión de -15º y el máximo rango
de movimiento de flexión pura fue de 107.92º
con una posición del componente acetabular de
50º de inclinación y 15º de anteversión. Éstos
resultados muestran la variación del rango de
movimiento en función de la posición en la que
es alineado el implante protésico para el caso de
un diseño convencional con ángulo α=0º.
El mismo mecanismo de análisis fue realizado
en el diseño del componente acetabular β=45º.
El rango de movimiento de flexión pura más
bajo fue de 84.64º en la posición acetabular de
-15º de inclinación y el rango de mayor flexión
fue de 120.95º en 15º de inclinación y 50º de
anteversión.
a)
b)
Figura 8. Vista lateral del modelo de la articulación de la cadera con componente acetabular estándar
α=0º en posición neutral a) y flexión pura al pinzamiento b).
a)
b)
Figura 9. Vista anterolateral del modelo de la articulación de la cadera con componente acetabular
estándar α=0º en posición neutral a) y flexión pura al pinzamiento b).
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a)
b)
Figura 10. Vista lateral del modelo de la articulación de la cadera con nuevo diseño del componente
acetabular β=45º en posición neutral a) y flexión pura al pinzamiento b).
a)
b)
Figura 11. Vista anterolateral del modelo de la articulación de la cadera con nuevo diseño del componente
acetabular β=45º en posición neutral a) y flexión pura al pinzamiento b).
Para ilustrar el análisis de simulación para
flexión en las figuras 8 y 9 se muestran las
vistas lateral y anterolateral de las simulaciones
con el implante acetabular convencional α=0º
orientado a 45º de inclinación y 0º de
anteversión partiendo de la posición neutral a 0º
a), hasta alcanzar el pinzamiento entre el cuello
femoral y el componente acetabular indicado en
el círculo a 87.8º b). En las figuras 10 y 11 se
muestran las vistas lateral y anterolateral de las
simulaciones de flexión con el nuevo diseño de
implante acetabular β=45º orientado en la
misma posición del caso anterior partiendo de la
posición neutral a 0º a), hasta alcanzar el
pinzamiento entre el cuello femoral y el
componente acetabular indicado en el círculo a
99.5º b).
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En la tabla 2 se muestra el movimiento de
abducción con 0º de flexión y 0º de abducción
partiendo de la posición neutral. Para el diseño
convencional del componente acetabular el
menor rango de movimiento se obtuvo a -15º de
inclinación y 45º de anteversión con 40.9º y el
máximo rango de movimiento fue a 50º de
inclinación y 15º de anteversión con 59.4º. El
mínimo rango de abducción para el diseño de
corte β=45º fue con la posición de -15 de
inclinación y 40º de anteversión con 52.1º y el
máximo rango de movimiento fue para 50º de
anteversión con 61.2º. En estas últimas
posiciones del componente acetabular el
pinzamiento fue producido por el contacto del
cuello femoral con la parte superior de la
cavidad cotiliodea de la pelvis. Los valores que
están marcados con paréntesis para la posición
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Tabla 1. Máxima flexión a 0º de abducción y 0º de rotación
diseño del componente acetabular.
Inclinación
40º
45º
Anteversión
α=0º
β=45º
α =0º
-15º
70.2º
84.6º
72.0º
-10º
74.9º
89.3º
77.6º
-5º
79.2º
93.6º
82.6º
0º
83.8º
98.0º
87.8º
5º
87.8º
102.1º
93.0º
10º
91.6º
105.6º
97.1º
15º
94.8º
109.1º
101.0º
Tabla 2. Máxima abducción a 0º de flexión y 0º de rotación
diseño del componente acetabular.
Inclinación
40º
45º
Anteversión
α=0º
β=45º
α =0º
-15º
40.9º
52.1º
45.6º
-10º
42.7º
53.4º
47.9º
-5º
44.5º
54.5º
49.7º
0º
46.2º
55.1º
51.4º
5º
47.2º
55.2º
52.9º
10º
48.7º
54.8º
53.9º
15º
49.5º
54.2º
54.7º
para las combinaciones de posición y de
50º
β =45º
82.9º
88.6º
94.2º
99.5º
104.1º
108.2º
111.7º
α =0º
73.6º
80.3º
86.5º
92.8º
98.5º
103.4º
107.9º
β =45º
86.6º
92.9º
99.2º
105.6º
111.2º
116.3º
120.9º
para las combinaciones de posición y de
50º
β =45º
52.9º
54.9º
56.7º
58.5º
60.0º
60.6º
60.2º
α =0º
50.2º
52.6º
54.6º
56.4º
57.9º
59.1º
59.4º
β =45º
60.9º
61.2º(63.1º)
61.2º(64.3º)
61.2º(64.8º)
61.2º(65.3º)
61.2º(65.1º)
61.2º(64.8º)
Tabla 3. Máxima rotación interna a 90º de flexión para las combinaciones de posición y de diseño del
componente acetabular.
Inclinación
40º
45º
50º
Anteversión
α=0º
β=45º
α =0º
β =45º
α =0º
β =45º
-15º
-------10º
-----5.2º
-5º
-4.7º
-4.2º
-12.5º
0º
-9.8º
-8.4º
2.0º
12.9º(19.0º)
5º
-12.9º(13.5º)
2.8º
12.9º(13.7º)
8.2º
12.9º(24.3º)
10º
1.9º
12.9º(15.9º)
7.6º
12.9º(16.9º)
12.9º(13.5º) 12.9º(26.6º)
15º
5.6º
12.9º(17.0º)
11.1º
12.9º(19.0º) 12.9º(16.9º) 12.9º(28.4º)
Tabla 4. Máxima rotación externa a 90º de flexión para las combinaciones de posición y de diseño del
componente acetabular.
Inclinación
40º
45º
50º
Anteversión
α=0º
β=45º
α =0º
Β =45º
α =0º
β =45º
-15º
54.3º
68.9º
-58.3º
-57.1º
-10º
57.7º
72.3º
51.5º
61.2º
45.8º
59.7º
-5º
60.7º
75.8º
55.0º
62.5º
49.8º
64.8º
0º
64.1º
79.4º
58.9º
68.8º
54.4º
68.8º
5º
67.9º
83.3º
63.0º
73.3º
58.0º
73.8º
10º
71.9º
87.8º
67.6º
77.5º
63.8º
80.2º
15º
76.7º
92.8º
72.9º
84.1º
69.0º
85.0º
de 50º de anteversión corresponden a los valores
acetabular y el cuello femoral. El máximo rango
teóricos del rango de movimiento hasta
de movimiento de abducción fue de 12.9º antes
producirse el pinzamiento del cuello del fémur
de llegar al pinzamiento hueso con hueso. Los
con el componente protésico acetabular.
valores teóricos de pinzamiento del hueso
femoral y el componente acetabular fueron
marcados con paréntesis.
Una forma de medir el rango de movimiento
para rotación interna es hacerla en posición
La simulación de máxima rotación externa
inicial de flexión pura a 90º [21]. Los valores
marcados con líneas punteadas mostrados en la
partiendo de la posición inicial de flexión pura a
tabla 3 indican que la posición inicial de flexión
90º indica en la tabla 4 que el máximo rango de
no puede ser alcanzada debido al pinzamiento
movimiento se logra con una posición del
provocado por el componente protésico
componente protésico acetabular con una
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RE 5
NEU 0
CA 15
CA 0
CA -15
RI 5
AB 5
0
a)
20
40
60
80
100
120
Máxima flexión (grados)
RE 5
NEU 0
CA 15
CA 0
CA -15
RI 5
AB 5
0
20
b)
40
60
80
100
120
Máxima flexión (grados)
Gráfica 1. Valores para el diseño acetabular α=0º convencional a), valores para diseño con corte β=45º b).
inclinación 40º y con anteversión de 15º
obteniendo 76.7º y 92.8º para el diseño
acetabular convencional y con diseño de corte
respectivamente. El menor rango de movilidad
se obtuvo para una inclinación 50º y una
anteversión de -10º y -15º con valores de 45.8º y
57.1º para los diseños de las copas. En la gráfica
1 se realizó la simulación con una combinación
de movimientos partiendo de la posición neutral
0º para la flexión máxima con 5º grados de
rotación interna, 5º de rotación externa y flexión
pura para los diseños de componente protésico
acetabular. El rango de movimiento alcanzado
para el movimiento de flexión partiendo de la
posición inicial de rotación externa a 5º (RE),
posición neutral 0º de rotación (NEU), rotación
interna a 5º (RI) y abducción a 5º (AB), para las
posiciones del componente acetabular con
anteversión (CA) de -15º, 0º y 15º de
anteversión y 45º de inclinación. Se puede
observar como se incrementa el rango de
movilidad inherente al tipo de movimiento con
respecto a la posición del componente
acetabular. El rango de movimiento de flexión
se aumenta combinado con movimientos de
abducción y rotación interna y externa. Los
rangos de movimiento se muestran en a) para el
diseño convencional comparados con los
ISBN: 978-607-95309-3-8
valores obtenidos para el diseño de corte del
componente acetabular en b).
CONCLUSIONES
El rango de movimiento está influenciado
directamente por la posición en la que el
componente acetabular es implantado. La
posición y el tamaño de los componentes
protésicos de la cadera son analizados
preoperatoriamente por el cirujano por medio de
una radiografía estándar anteroposterior con la
cadera en 10º de rotación interna, de esta forma
es
analizada
la
posición
anatómica
correspondiente para cada paciente [22-26,31],
asegurando una orientación adecuada de los
implantes, sin embargo, el rango de movimiento
de la prótesis de cadera de superficie es inferior
al rango de movimiento logrado por una cadera
normal, por lo que se evaluó el diseño del
componente acetabular para determinar el rango
de movimiento en una prótesis de superficie. En
la tabla 5 se muestra una comparación de los
resultados obtenidos en diferentes estudios para
el rango de movilidad de la cadera. Se observa
que en todos los casos que el movimiento de
flexión en caderas intervenidas con implantes
protésicos es inferior que el movimiento de la
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Tabla 5. Estudios del rango de movimiento de la cadera.
Autor
Kluess
Howie
Newman
Lavigne
Williams
Stulberg
Robinson
Burroughs
Kubiak
CN
ATR
ATC
ND
PR
Tipo de
articulación
ATR
ATR
ATC
ATR
ATR
ATR
ATR
ATC
ATC
CN
Tamaño
implante
mm
48
PR
Orientación
acetabular
PR
46
44
PR
28
44
PR
PR
ND
30º,+25º
PR
45º,+20º
ND
PR
45º, +15º
PR
Flexión
78º
95º
100º
94±12º
90º
108º
104º
132º
107º
122±16º
Tipos de movimientos
Abducción
RI a 90º de
flexión
ND
14º
70º
ND
50º
25±8º
ND
40º
ND
60º
ND
45º
ND
ND
28º
ND
24º
63±10º
35±6º
RE a 90º de
flexión
ND
ND
ND
ND
ND
ND
ND
ND
102±14º
Cadera normal
Artroplastia total de resuperficialización
Artroplastia total de cadera convencional
No hay datos disponibles
Promedio
cadera normal. El máximo valor de flexión para
el diseño acetabular convencional en este
estudio fue de 107.9º, el cual es comparable con
los rangos obtenidos por Williams et al., y por
Stulberg et al. Para el nuevo diseño propuesto el
movimiento de flexión alcanzó 120.9º el cual es
comparable con el rango de movimiento de una
cadera normal reportado por Kubiak et al.
El nuevo diseño de componente acetabular
muestra un notable incremento en el
movimiento de la cadera en flexión pura en
12.86±1.5º y en rotación externa en 13.4±1.8º
comparados con el diseño convencional en este
estudio. Los movimientos de abducción y
rotación interna no mostraron un incremento
sustancial debido a que se presento el
pinzamiento de huesos impidiendo el
incremento del rango de movilidad generado
por el nuevo diseño.
No obstante que el adecuado alineamiento así
como la selección en el tamaño de los implantes
protésicos los cuales dependen de la orientación
natural de la pelvis y el tamaño natural de
cadera y que son elegidos preoperatoriamente
por el cirujano, son determinantes para el rango
de movilidad, sin embargo, el nuevo diseño del
implante acetabular influye en los resultados de
movilidad de la cadera.
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