Biomecanica del hueso

Enciclopedia Médico-Quirúrgica – E – 14-630 (2004)
E – 14-630
Biomecánica del hueso.
Aplicación al tratamiento de las fracturas
P. Meyrueis
A. Cazenave
R. Zimmermann
Resumen. – El hueso es un material anisótropo y viscoelástico. Se forma y se reabsorbe
según las tensiones mecánicas que sufre (ley de Wolff). Su resistencia varía en función de la
dirección en la que se aplica la carga. El hueso es más frágil ante la tensión que ante la
compresión. In vivo, la actividad muscular modifica las fuerzas que soportan los huesos.
Diversos factores mecánicos influyen en la consolidación ósea y la cuestión más importante
es elegir entre una fijación estable o una inestable. La osteosíntesis es estática si su rigidez
no cambia durante la fase de consolidación. Si el foco de fractura es abierto, la osteosíntesis
estática debe ser estable. La osteosíntesis es dinámica cuando se hace variar su rigidez
durante la consolidación, para mejorar la formación del callo o para reducir el riesgo de
fractura iterativa (clavo y fijador externo). La osteosíntesis dinámica puede ser
relativamente inestable durante 5 o 6 semanas para favorecer el callo perióstico y
posteriormente estable hasta que finalice la consolidación. Aún no se conoce con certeza
cuál es el grado de inestabilidad que favorece la consolidación durante las primeras
semanas, aunque la experiencia demuestra que debe mantenerse una inestabilidad
moderada.
© 2004 Elsevier SAS, Parı́s. Todos los derechos reservados.
Palabras clave: Hueso; Biomecánica; Consolidación; Osteosíntesis estática; Osteosíntesis
dinámica; Osteosíntesis estable
Introducción
Biomecánica ósea
Las fracturas se pueden tratar siguiendo los principios de
ciertas escuelas de renombre. Sin embargo, el cirujano debe
estar abierto a las nuevas ideas aunque sin sucumbir ante
modas pasajeras. Para ello, debe basarse en las nociones
fundamentales referidas a la consolidación ósea y sus bases
mecánicas.
Es indispensable hacer una reseña breve de las nociones
básicas antes de considerar las propiedades mecánicas del
hueso, un tejido vivo de estructura compleja, y las de los
implantes utilizados para la osteosíntesis de las fracturas.
En otro artículo de este tratado se han expuesto los
conceptos esenciales sobre la consolidación ósea.
¶ Definiciones
Este trabajo, continuación del anterior, se centra en las
características mecánicas del hueso y en la biomecánica de
la consolidación. Los autores esperan que le sirvan al lector
como guía a la hora de elegir la mejor opción terapéutica.
CARACTERÍSTICAS MECÁNICAS
DE LOS MATERIALES
Fuerza
Una fuerza es una acción o una influencia, como una
tracción o una presión, que aplicada a un cuerpo libre tiende
a acelerarlo o deformarlo (fuerza = masa × aceleración). Se
define por su punto de aplicación, dirección e intensidad.
Un newton es una fuerza que, al ser aplicada a una masa de
1 kg, le confiere una aceleración de 1 m por segundo al
cuadrado.
Tensión
P. Meyrueis (Ancien professeur du Service de Santé des Armées, chirurgien des Hôpitaux)
Adresse e-mail: [email protected]
64 rue de Metz, 83200 Toulon, France.
A. Cazenave (Ancien chirurgien des Hôpitaux des Armées)
Institut Calot, 1 rue du Docteur-Calot, 62600 Berck-sur-Mer, France.
R. Zimmermann (Ancien chirurgien des Hôpitaux des Armées)
64 rue de Metz, 83200 Toulon, France.
Se puede definir la tensión (estrés o esfuerzo) como la
resistencia interna a la deformación o la fuerza interna que
se produce en un material por la aplicación de una carga
exterior.
Tensión = carga/superficie de aplicación de la carga.
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
E – 14-630
Aparato locomotor
Lo
Lo + L
1
2
3
F
Figura 2 Principio de la prueba de resistencia a la tracción.
L
4
5
6
Figura 1 Diferentes tipos de cargas y fuerzas. 1. Tensión; 2. compresión; 3. flexión; 4. cizallamiento; 5. torsión; 6. carga combinada: torsióncompresión.
Según el sistema internacional, las tensiones se expresan en
newtons por metro cuadrado (1 N/m2 = 1 Pa), a veces en
N/mm2 (1 N/mm2 = 1 megapascal o MPa). No obstante,
son muy numerosas las publicaciones que expresan todavía
las tensiones en kilogramos-fuerza por milímetro cuadrado
(kgf/mm2). 1 kgf/mm2 = 9,81 MPa, es decir, en la práctica,
10 MPa.
Gran parte de las medidas concernientes a los huesos se han
efectuado utilizando los kgf/mm2; en este artículo, se
conservan estas unidades. Para obtener los resultados en
MPa basta con multiplicar por 10 las cifras indicadas.
Las fuerzas y las tensiones se pueden clasificar en: tensión
(tracción), compresión, flexión, torsión y cizallamiento
(Fig. 1).
La tensión o tracción tiende a estirar el material y a
estrecharlo. Por el contrario, la compresión lo acorta y
ensancha. Ambas actúan perpendicularmente a la superficie
del material.
El cizallamiento (shear stress) actúa paralelamente a esta
superficie.
La torsión provoca en el material tensiones perpendiculares
al eje neutro de la estructura.
Deformación relativa
La deformación relativa (denominada strain por los
anglosajones) es la deformación de un material que se
produce por la aplicación de una fuerza o de una carga.
Existen dos tipos de deformaciones relativas:
– las deformaciones por tensión o compresión que casi
siempre se expresan como porcentaje de la longitud inicial
(DL/L) o en centímetros por centímetro (Fig. 2);
– las deformaciones por cizallamiento, que representan el
porcentaje de deformación angular del material y se
expresan en radianes (Fig. 3).
T
T
ϕ
Figura 3 Ensayo de torsión: j / L = T / GJ. El ángulo de torsión f es inversamente proporcional a la rigidez de torsión GJ. La rigidez de torsión depende del módulo de cizallamiento del material (G) y de un parámetro geométrico, el momento polar de inercia (J). T: fuerza de torsión.
Se talla un cilindro, con forma y dimensiones
estandarizadas, tallada a partir del material que se va a
estudiar. A lo largo de una generatriz de la parte cilíndrica,
se hacen dos marcas separadas por una longitud L.
El ensayo consiste en registrar mediante una máquina de
tracción la evolución DL de la distancia entre estas dos
marcas en función de la fuerza F, aplicada paralelamente al
eje en cada extremo del cilindro (Fig. 2).
La curva obtenida (fuerza/alargamiento) depende del
material y también de las dimensiones del cilindro. Para
obtener una curva independiente de las dimensiones del
cilindro, se relaciona normalmente la fuerza F con la sección
inicial S del cilindro. Entonces se denomina tensión (stress)
nominal de tracción (a = F/S), que se expresa en MPa o en
kgf/mm2.
Del mismo modo, el alargamiento DL se relaciona con la
longitud inicial L para dar la deformación (strain) lineal
DL/L, que se expresa en porcentaje.
De esta manera, se obtiene la curva tensión-deformación
característica del material.
Si se examina un ejemplo de la curva tensión-deformación
(Fig. 4), se observan tres zonas distintas.
¶ Ensayos de tracción. Módulo de Young
Zona de elasticidad (parte OA de la curva)
El método más empleado para determinar las características
mecánicas básicas de un material consiste en realizar un
ensayo de resistencia a la tracción que se ajuste a la norma
ISO 6892.
Esta parte de la curva es similar a un segmento de una recta,
es decir, la deformación es proporcional a la tensión ejercida
sobre el cilindro o sobre el implante. Es la ley de Hooke
(1676).
2
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Aparato locomotor
Tension
(kg/mm2)
1
2
E – 14-630
3
B
σB
σD
σC
C
D
σA
A
F
O
D'
εD εA
εB
εC
Deformacion (%)
1
Figura 4 Curva tensión-deformación de un material. 1. Zona de elasticidad; 2. zona de deformación plástica; 3. zona de ruptura.
La relación E = tensión/deformación es una constante
denominada módulo de elasticidad de tracción o módulo
de Young.
Se expresa en MPa o en kgf/mm2 y es la expresión de la
pendiente de esta parte de la curva.
La elongación (A) es proporcional a la fuerza (F) que la
provoca e inversamente proporcional al módulo de
elasticidad (E): A = F/E.
El módulo de Young es tanto mayor cuanto más rígido sea
el material.
Cuando se aplica a un implante una tensión inferior a sA
(que es el límite elástico o yield stress del material), la
supresión de esta tensión permite que el implante recupere
sus dimensiones iniciales (la descarga se efectúa
evidentemente por el mismo camino que la carga, es decir,
siguiendo la parte OA de la curva). La deformación es
elástica.
e A es la deformación producida por s A ; es la mayor
deformación elástica del material (yield strain).
Zona de deformación plástica (parte AB de la curva)
A partir del punto A, la pendiente de la curva disminuye
hasta anularse; un leve aumento de la tensión aplicada
corresponde a un gran incremento de la deformación.
Además, esta deformación ya no es totalmente reversible. Si
para un grado de tensión sD se reduce lentamente la carga,
se produce una descarga a lo largo de D’D, prácticamente
paralela a OA. Cuando la tensión se lleva a cero, persiste
una deformación residual e D (se habla entonces de
deformación plástica). Es lo que suele hacer el cirujano al
modelar una placa de osteosíntesis. Es lo que ocurre
también con la incurvación de uno de los huesos del
antebrazo en los niños cuando el otro se ha fracturado.
Si se aplica una nueva carga a partir del punto D’, se
constata una evolución elástica a lo largo de D’D y después
una evolución plástica a lo largo de DB. El límite elástico
del material es en ese momento sD (superior a sA); por
consiguiente, las propiedades del material se han
modificado. Se dice que el material ha sufrido un
endurecimiento por deformación (strain hardening).
Por tanto, el endurecimiento por deformación de un metal o
una aleación consiste en trabajarlo bajo esfuerzos superiores
a su límite de elasticidad, con la intención de transformarlo
en otro cuerpo con mayor límite de elasticidad, pero con un
dominio plástico reducido.
El endurecimiento por deformación se puede obtener en
metalurgia mediante forjado, estiramiento o laminado en
frío. Este metal endurecido por deformación recupera sus
Compresion
Traccion
Figura 5 Ensayo de flexión en tres puntos.
cualidades iniciales mediante el recalentamiento a
temperaturas elevadas: es el fenómeno del recocido. Con
bastante frecuencia, en la fabricación de un implante que
conlleve endurecimientos locales por deformación, se suele
hacer el recocido para devolverle sus propiedades iniciales.
Zona de ruptura (parte BC de la curva)
A partir del punto B, la pendiente de la curva se hace
negativa. La ruptura se produce con la tensión sC.
sC se denomina tensión de ruptura (ultimate stress o fracture
stress) del material.
eC es la deformación producida por sC. Es la deformación
con la que se produce la ruptura (ultimate strain).
sB se denomina resistencia a la tracción (tensile strength). Es
la tensión nominal máxima del material. Este valor es el que
generalmente caracteriza la resistencia de un metal. En los
metales utilizados en ortopedia, es muy similar a la tensión
de ruptura sC.
Un material es frágil si se rompe rápidamente después de
alcanzar su límite elástico. Su plasticidad es reducida o nula.
Es el caso del titanio.
La ductilidad o maleabilidad caracteriza un material apto
para deformarse en la zona de plasticidad, como el cobre.
¶ Ensayos de flexión
Existen diferentes técnicas de pruebas de flexión. Varían en
función del modo de apoyo (encaje o apoyo simple del
número de apoyos) (flexión en tres puntos [Fig. 5] o en
cuatro puntos [Fig. 6]) y del modo de carga. Los cilindros
deben ser largos y en ese caso se les denomina vigas. No se
darán detalles sobre la teoría de las vigas, sólo se indicarán
algunas nociones esenciales: sometiendo una viga (también
el hueso, un implante o el conjunto hueso-implante) a
pruebas de flexión, se provoca su deformación. Su cara
superior se hace más corta que la inferior. La cara superior
está en compresión y la inferior en flexión. De hecho, la viga
está sometida a un gradiente lineal de tensiones que van de
la compresión a la flexión. Por tanto, hay una zona de la
3
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
E – 14-630
l/2
a
Aparato locomotor
Carga
(kg/mm2)
l/2
a
P
P
δ
Limite de
fatiga
δ = P a (312 - 4a2)
EΙ 24
EΙ = P a (312 - 4a2)
δ 24
Numero de ciclos hasta la ruptura
e
L
Figura 6 Ensayo de flexión en cuatro puntos. La flexión & #948; es inversamente proporcional a la rigidez de flexión EI. La rigidez de flexión depende del módulo de elasticidad (E) del material y del momento de inercia (I)
que, a su vez, depende de las dimensiones del cilindro rectangular. EI: rigidez de flexión; E: módulo de elasticidad del material de la viga; I = Le3 / 12.
viga en la que las tensiones son nulas. Esta zona
corresponde a un plano de simetría horizontal denominado
plano neutro de la viga.
¶ Ensayos de torsión
Un cilindro sufre una tensión de torsión cuando sus
extremos están sometidos a un par (fuerzas paralelas que
trabajan en direcciones opuestas) cuyo plano es
perpendicular al eje del cilindro. Las tensiones de torsión se
manifiestan en espirales continuas a lo largo del objeto.
Si se aplica un par de torsión (Fig. 3) a los extremos de la
viga, se observa en la curva (curva aplicada/ángulo de
torsión) un comportamiento idéntico al obtenido durante el
ensayo de tracción. La curva presenta una parte lineal
elástica y después una zona plástica no lineal hasta la
ruptura.
En la tracción, para una sección circular del cilindro, la
tensión en ésta es inversamente proporcional al cuadrado
del diámetro. En cambio, en la torsión, es inversamente
proporcional al cubo de este diámetro.
Para un cilindro hueco y para una misma sección, este
cilindro se tensa tanto menos en torsión cuanto mayor sea
el diámetro exterior.
¶ Ensayos de fatiga
Un material puede romperse bajo una tensión inferior a su
límite elástico si está sometido a tensiones cíclicas: es el
fenómeno de fatiga.
Uno de los ensayos que más se utilizan para determinar el
comportamiento ante la fatiga de un material consiste en
someter un cilindro a un ensayo de torsión alterna y flexión
rotativa. Para que las fibras del material se compriman y se
tensen sucesivamente, un extremo del cilindro es sometido
a una rotación cíclica mientras que en el otro extremo se
aplica una carga. Al conocer la carga, se puede saber el
número de ciclos con los que se produce la ruptura del
cilindro. La curva (carga/número de ciclos en la ruptura) se
denomina curva de Woehler.
Examinando un ejemplo de la curva de Woehler (Fig. 7) se
constata por lo general que:
– el número de ciclos que soporta un material antes de la
ruptura disminuye cuando aumenta la carga aplicada;
– para cualquier número de ciclos, la ruptura no se produce
si no se alcanza un determinado valor de carga.
4
Figura 7 Curva de Woehler.
Este valor de la carga es el denominado límite de fatiga o
límite de resistencia. Para las aleaciones que se suelen
utilizar en ortopedia, oscila alrededor del 50% de la carga
de ruptura.
El material, si es sometido a una carga superior al límite de
fatiga, se rompe inevitablemente después de cierto número
de ciclos. No se rompe si está sometido a una carga inferior
al límite de fatiga.
La resistencia de un implante aumenta con la tasa de
endurecimiento por deformación. Un implante endurecido
por deformación, muy plástico, tiene un límite de fatiga
bajo.
Teniendo en cuenta las cargas que soportan, una placa de
osteosíntesis o un clavo centromedular están por debajo del
límite de fatiga cuando la fractura está consolidada. En estas
condiciones, no se rompen. Por el contrario, se rompen
necesariamente con un número de ciclos predeterminado si
la fractura no se consolida ya que el implante trabaja por
encima de su límite de fatiga.
Habitualmente, se calcula que el número de ciclos de
tensiones que soporta un implante del miembro inferior en
1 año ronda los 2 millones.
Los lectores interesados encontrarán más detalles sobre las
características mecánicas de los materiales utilizados para la
fabricación de implantes destinados a la osteosíntesis en otro
artículo [42].
CARACTERÍSTICAS MECÁNICAS DEL HUESO
El conocimiento de las características mecánicas del hueso
es indispensable para comprender el mecanismo de las
fracturas y para elegir las técnicas terapéuticas.
En 1866, durante una reunión de naturalistas, Herman von
Meyer presentó una sección frontal del extremo superior del
fémur [59]. Entre los asistentes se encontraba Culmann,
ingeniero y matemático de renombre, a quien asombró la
disposición trabecular ordenada del hueso. Este extremo
óseo tenía las mismas características que una grúa de tipo
Fairbain, cuyas líneas de tensión máximas se conocían. Estas
líneas correspondían al sistema trabecular óseo. Culmann
propuso a los biólogos una ley que se debía confirmar: el
esqueleto se conforma de manera que pueda soportar el
máximo de carga con el mínimo material [25].
La idea fue aceptada y en 1870, Wolff [64] enunció su famosa
ley según la cual el hueso se forma en función de las
tensiones a las que está sometido.
¶ Métodos de estudio
No fue hasta después de la segunda guerra mundial cuando
las características mecánicas de los huesos fueron objeto de
nuevos estudios.
Aparato locomotor
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
E – 14-630
Se han utilizado diferentes técnicas:
– técnica de los «barnices frágiles» por observación de las
deformaciones del revestimiento de un hueso cuando se le
aplican cargas;
Tensiones
– pruebas mecánicas como las que se han enumerado;
– transductores de tensiones;
– fotoelasticidad: técnica que utiliza las modificaciones de
la difracción de la luz en ciertos plásticos en función de las
tensiones a las que son sometidos. Esta técnica, que han
utilizado diferentes autores en numerosas ocasiones, todavía
tiene interés didáctico;
A
B
C
– modelos matemáticos complejos;
– más recientemente, análisis por elementos finitos que
permite prever las tensiones en una estructura compleja.
Rohlmann et al [55] han demostrado que esta técnica puede
dar información sobre datos simples, como la distribución
de las tensiones producidas por la aplicación de una fuerza
aislada. Sin embargo, es muy aproximativa en condiciones
fisiológicas, en particular desde el punto de vista
cuantitativo;
– técnicas de microscopia acústica, muy precisas para
definir las diferentes constantes elásticas del hueso en los
distintos planos del espacio.
¶ Resultados
Estas investigaciones han permitido llegar a conclusiones
casi idénticas, que se pueden resumir del siguiente modo.
Material compuesto
El hueso es un material compuesto de dos fases, la matriz,
formada esencialmente por colágeno, y el hueso mineral.
El colágeno no tiene ninguna resistencia a la compresión,
pero sí tiene gran resistencia a la tracción. Para Zioupos y
Currey [68], la disminución de las propiedades mecánicas del
hueso con la edad se debe a modificaciones del colágeno.
La parte mineral resiste más la compresión que la tracción.
El hueso debe su resistencia a la tracción al componente
colágeno y su resistencia a la compresión al componente
mineral. La disposición de los cristales de apatita en
unidades pequeñas protege al hueso de la propagación de
las fisuras.
La rigidez del hueso aumenta proporcionalmente al grado
de mineralización. A lo largo de la evolución, se ha
adaptado a las tensiones. Los huesecillos del oído medio,
cuya función es propagar los sonidos, están muy
mineralizados.
La forma y la estructura tubular del hueso no son un
capricho de la naturaleza. Su arquitectura en anillo se
adapta perfectamente a la resistencia a las tensiones. Para
convencerse, basta con tomar una hoja de papel: hace falta
muy poco esfuerzo para plegarla. Por el contrario, al
enrollarla en forma de tubo es más difícil doblarla. La forma
cilíndrica es la que, para una cantidad dada de materia,
proporciona la mayor resistencia.
Resultados de las pruebas
Las características mecánicas de los huesos que han
mostrado las pruebas varían en función de muchos
parámetros, como el modo de conservación, la humedad, la
orientación de la muestra. La desecación aumenta la rigidez
(tenacidad) del hueso. El hueso muerto es más resistente
que el hueso vivo [58], pero más frágil.
Deformaciones
Figura 8 Los tres tipos de ciclos de carga-descarga de los huesos (según
Bonfield y O’Connor). A: fase elástica; B: ciclo de histéresis cerrado; C: ciclo
de histéresis inicialmente abierto y que se cierra con el tiempo para una tensión 0.
– Resistencia a la tracción
El hueso es elástico y sigue la ley de Hooke. Se estira
proporcionalmente a la tensión de tracción a la que está
sometido. Desde 1847, Wertheim evaluó el módulo de
elasticidad (módulo de Young) del hueso fresco entre 1.819 y
2.638 kgf/mm2. En 1876, Rauber [51] calculó que oscilaba
entre 1.982 y 2.099 kgf/mm2. Hasta una época muy reciente,
se ha considerado que el módulo de elasticidad del hueso
cortical era de unos 2.000 kgf/mm2 (20.000 MPa) y el del
hueso esponjoso de 650 kgf/mm2 (6.500 MPa). Como se verá
más adelante, esto es mucho más complejo; el módulo de
Young varía mucho de un punto de la cortical a otro.
En 1967, Bonfield y Li [10] descubrieron que el hueso de buey
tenía un módulo de elasticidad extremadamente bajo, de 3
MPa (0,3 kgf/mm2). Este nivel se supera permanentemente
en las actividades diarias. Más allá de este límite, el hueso
tiene un comportamiento anelástico y su deformación tarda
en desaparecer una decena de minutos.
En 1978, Bonfield continuó estos experimentos con
O≠Connor [9]. Encontraron un módulo de elasticidad muy
bajo, de 8 a 12 MPa (0,8 a 1,2 kgf/mm2) (Fig. 8):
– para tensiones muy bajas, por debajo del límite elástico,
el hueso tiene un comportamiento elástico lineal clásico
(curva A);
– cuando se supera el límite elástico, las curvas de carga y
descarga sólo coinciden en los niveles de tensión máxima y
mínima. La curva (B) tiene el aspecto de un ciclo de
histéresis cerrado. Uno de los autores ya había señalado este
aspecto en 1976 [67];
– para tensiones elevadas, las curvas de carga y descarga
no coinciden en forma de una ausencia de tensión durante
la descarga. Dejan que persista una deformación residual y
un aspecto de ciclo de histéresis abierto (curva C). La
deformación no elástica desaparece lentamente después de
la descarga, siempre que se espere suficiente tiempo (hasta
40 minutos).
Los huesos de los niños tienen un módulo más bajo que los
huesos de los adultos y absorben más energía antes de
fracturarse [16] . En los niños, existe una gran zona de
deformación no elástica.
El módulo de elasticidad varía con el grado de
mineralización del hueso.
La tensión de ruptura del hueso cortical se acerca mucho a
su límite elástico. Según Rauber [51], esta tensión de ruptura
oscila entre 9,25 y 12,41 kgf/mm2.
5
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
A
Deformacion
B
Para Marique [33], la del fémur es de 12,5 kgf/mm2. Evans [19]
señala que oscila, en promedio, entre 6,35 y 10,57 kgf/mm2.
Por tanto, la tensión de ruptura del hueso cortical ronda
clásicamente los 10 kgf/mm2. Aumenta en el hueso seco.
En 1967, Comtet et al [15] constataron en radios frescos una
resistencia a la tracción de 20 kgf/mm2.
En comparación, la del acero es de unos 100 kgf/mm2; la
del cobre de 13, la del roble de 10, la del pino de 6 y la del
hormigón de 2. Por consiguiente, la resistencia a la tracción
del hueso es superior a la de la madera y el hormigón.
La resistencia a la tracción (P) de un hueso entero se obtiene
mediante esta simple fórmula: P = SK (S es la superficie de
sección del hueso y K la tensión de ruptura del hueso bajo
tracción).
De este modo, es fácil calcular la carga de ruptura del hueso
o del esqueleto, que es de 1.500 kg para el húmero y de
2.300 kg para el fémur. Sin embargo, como destacan Comtet
et al [15], sería falso creer que esto representa la auténtica
resistencia a la tracción de estos huesos. La línea ideal que
pasa por el centro de gravedad de las secciones no es
rectilínea y el hueso tiene que soportar no sólo tensiones de
tracción sino también tensiones de flexión. Por tanto, se
obtiene la ruptura para una carga muy inferior al valor antes
calculado. Bursteinet al [12] han medido, en una serie de
fémures, una deformación ósea del 4,6% (± 1,2%) en el
momento de la ruptura.
Los estudios micromecánicos realizados por Ascenzi y
Bonucci [2] en osteonas aisladas de hueso cortical han
demostrado que la curva tensión-deformación en las
osteonas depende fuertemente de la orientación de los haces
de fibras de colágeno.
– Resistencia a la compresión
Cuando se aplican dos fuerzas sobre un cuerpo en sentidos
opuestos, dirigidas una hacia la otra, el cuerpo está
sometido a compresión. Se hace más corto y más ancho y
termina por aplastarse.
La fórmula aplicable es la misma que la utilizada para la
resistencia a la tracción, es decir, P = SK pero, en esta
ocasión, K es la carga de ruptura en compresión, diferente a
la carga de ruptura en tracción. La tensión de resistencia a
la compresión del hueso cortical varía, según los autores,
entre 12,56 y 25 kgf/mm2, es decir, dos veces mayor que la
de la madera. Considérese una media de 15 kgf/mm2: la
carga de ruptura en compresión del húmero es de 2.200 kg,
la del fémur de 3.450 kg, con las mismas reservas
enunciadas para la ruptura en tracción. Por consiguiente, el
hueso resiste mejor la compresión que la tracción.
El hueso esponjoso tiene una resistencia a la compresión
mucho menor. Es de 1 kgf/mm2 en los cóndilos femorales y
de 2 a 3 kgf/mm2 en ciertas zonas de la extremidad superior
del fémur. En conjunto, el hueso esponjoso es diez veces
menos resistente a la compresión que el hueso cortical [61].
Por tanto, en su seno se producen las fracturas por
6
Aparato locomotor
Figura 9 Curvas tensiones-deformación del fémur (según Burstein et al).
A. Tracción.
B. Compresión. Obsérvese la ausencia de fase
plástica en compresión.
Tensiones
Tensiones
E – 14-630
Deformacion
compresión. Esta resistencia disminuye todavía más con la
edad. El papel principal del hueso esponjoso parece ser la
amortiguación de las tensiones. La artrosis podría deberse a
una disminución de su elasticidad.
En 1972, Bursteinet al [12] demostraron que el hueso tiene un
comportamiento plástico bajo tracción pero no bajo
compresión. Para estos autores, la presencia de una zona de
deformación plástica en tensión es comparable a la que se
observa con los polímeros y corresponde a la creación de
vacíos. Para otros autores, se debe a la formación de
microfracturas en la cortical. Bajo compresión, la curva se
mantiene lineal, es decir, el hueso se rompe bruscamente,
sin deformación plástica (Fig. 9).
– Resistencia al cizallamiento
El cizallamiento se produce cuando un grupo de fuerzas
tiende a hacer que una parte del cuerpo sobre la que se
aplican se deslice sobre la parte próxima.
La resistencia al cizallamiento varía, según los autores, de
7 a 11 kgf/mm2 en el caso del hueso cortical y de 0,10 a
0,5 kgf/mm2 en el caso del hueso esponjoso. En general, el
hueso cortical es 20 veces más resistente al cizallamiento que
el hueso esponjoso.
– Resistencia a la flexión
La resistencia a la flexión del hueso cortical oscila entre 10 y
20 kgf/mm2. Aumenta con el momento de inercia del hueso.
Éste aumenta con la distancia que separa la masa ósea del
eje neutro. Esto explica el ensanchamiento del conducto
vertebral de los ancianos, que da una resistencia equivalente
con menos masa ósea. También explica los hechos que
constató Blaimont [8] cuando midió la microdureza de las
diáfisis, que disminuye desde el endostio hacia el periostio.
La parte más dura es lógicamente la más alejada del eje
neutro (Fig. 10).
Por consiguiente, el hueso no es homogéneo y su
heterogeneidad está organizada.
– Resistencia a la torsión
Para Rauber [51], la resistencia a la torsión del hueso oscila
entre 4 y 9,3 kgf/mm2, con una media de 7 kgf/mm2 en los
cilindros. Comtet [15] sólo encontró una resistencia de 5 a 6
kgf/mm2 en el hueso entero y atribuyó esta diferencia a
microdefectos de superficie que existen en el hueso. Bajo
torsión, la ruptura se produce según una hélice, conforme a
la teoría que indica que una solicitación de torsión equivale
a una tracción y a una compresión que se ejercen a 45º. La
fórmula de las tensiones de torsión que se han mencionado
a propósito de los materiales muestra que cuanto más largo
es el hueso menos resiste la torsión. Esto explica que las
fracturas espirales se produzcan en los huesos más largos.
Cuanto mayor sea el diámetro del hueso, menos vulnerable
será. Si el brazo de palanca es largo, como un húmero
torcido por medio del antebrazo, la fuerza necesaria para
romper el hueso es menor (fracturas durante los concursos
de «pulsos»). El lugar de las fracturas por torsión no
coincide con la zona de aplicación de la torsión.
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Aparato locomotor
∆l = 1,25·10-3 mm/mm
l
A
E – 14-630
B
N
N
Deformaciones
A
N
C. a
d
e
f
A
N
j T.
b
c
N
g
h
i
Tensiones
A
A
Figura 12 El módulo de elasticidad de la cortical disminuye desde el en∆l = 0,7·10-3 mm/mm
λ
Figura 10 Variaciones de la microdureza (según Blaimont). Deformaciones para P = 100 kg. La dureza disminuye casi linealmente desde el endostio al periostio.
Tensiones
30
˚
L
˚
60
T
Deformacion
Figura 11 Anisotropía del hueso. Pruebas de tracción en cuatro direcciones sobre el hueso cortical femoral: tracción longitudinal (L), a 30º del eje
del hueso, a 60º, y tracción transversal (T) (según Frankel y Burstein).
Anisotropía
El hueso, un material compuesto elástico, tiene muchas otras
características. En 1958, Evans [ 1 9 ] demostró que es
anisótropo, es decir, que no tiene las mismas propiedades
en todos los planos. Las resistencias a la tracción indicadas
son las que se aplican según el eje longitudinal del hueso.
Esta resistencia es menor en sentido transversal u oblicuo
(Fig. 11).
La resistencia y la rigidez del hueso son máximas en las
direcciones correspondientes a las mayores tensiones. En
1975, Reilly y Burstein [52] presentaron el primer estudio
sistemático sobre la anisotropía del hueso. Demostraron que
el módulo de elasticidad longitudinal era, en promedio, un
50% más elevado que el módulo transversal. Konirsch [26]
demostró, mediante extensómetros eléctricos de gran
amplificación, que el módulo de elasticidad varía
enormemente según la cara del hueso y según el estudio:
bajo tracción longitudinal, compresión o flexión. Disminuye
del endostio al periostio, lo que tiende a igualar las
tensiones intraóseas (Fig. 12):
– cerca del endostio: 2.600 kgf/mm2 (26.000 MPa);
– bajo el periostio: 1.400 kgf/mm2 (14.000 MPa).
Dado que el hueso es más resistente a la compresión que a
la tracción, durante la osteosíntesis se debe reforzar
dostio hacia el periostio. Las zonas óseas más deformadas son también las más
deformables y las tensiones intraóseas tienden hacia el igualamiento. La elasticidad ósea se adapta a las solicitaciones (según Blaimont).
A. E constante.
B. E variable.
preferentemente la cara sometida a tensiones de tracción.
Afortunadamente, los metales utilizados como implantes en
la osteosíntesis poseen buena resistencia a la tracción.
Viscoelasticidad
El hueso vivo es viscoelástico. Sus propiedades mecánicas
varían con la velocidad de aplicación de la carga. Pierde en
parte esta propiedad en estado seco. Gracias a esta
característica, resiste mejor los esfuerzos rápidos que los
lentos. La viscoelasticidad del hueso le permite adaptarse
mejor a las tensiones [58]:
– si se aplica una carga sobre un hueso, éste se deforma al
instante; si se mantiene la carga, el hueso sigue
deformándose durante 55 días;
– tras 55 días, la deformación alcanza el 153% de la obtenida
tras los 2 primeros minutos.
El ajuste de un tornillo ilustra bien esta viscoelasticidad.
Después de haberlo apretado a fondo, siempre es posible
dar un cuarto de vuelta o media vuelta transcurridos
algunos minutos.
Otras propiedades
Como tejido vivo, el hueso tiene otras dos propiedades
considerables que lo distinguen de otros materiales:
– en respuesta a las demandas funcionales, puede cambiar
sus propiedades mecánicas locales y adaptarlas a las
tensiones. Existe una «ventana de tensiones admisibles»; si
el hueso está sometido a un exceso de tensión, se adapta
aumentando de volumen y modificando su textura. Si las
tensiones se hacen excesivas, se necrosa o se fractura
(fracturas por fatiga). Por el contrario, si está sometido a un
grado de tensión insuficiente, se adelgaza y se hace más
frágil. Es el fenómeno del stress-shielding que se observa
con prótesis macizas muy rígidas perfecta y directamente
fijadas al hueso. Este fenómeno también es preocupante en
las misiones espaciales de larga duración;
– el hueso tiene la notable capacidad de repararse a sí
mismo.
Estas propiedades son el resultado de la acción combinada
de procesos biológicos y mecánicos complejos.
7
E – 14-630
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Más adelante se verá, a propósito del fémur y del radio, que
el hueso es mucho menos resistente que lo que indican los
cálculos matemáticos y de lo que permiten suponer los
ensayos en tracción en cilindros aislados.
Las mediciones de Burstein han demostrado que, con la
edad, se produce una disminución de la deformación
máxima antes de la ruptura, alcanzando el 5% cada 10 años
en el fémur y el 7% cada 10 años en la tibia.
Y
F
I2
Tension
A
∆Y
A
I1
Compresion
TENSIONES QUE SOPORTAN LOS HUESOS
Los conocimientos en este campo son recientes y siguen
siendo limitados. En la actividad diaria, sobre los huesos se
aplica un conjunto complejo de fuerzas que provoca
deformaciones microscópicas. Estas deformaciones
dependen de la intensidad de las tensiones, de la geometría
del hueso (su longitud, sus curvas, su diámetro) y de sus
propiedades mecánicas.
En los seres humanos, el centro de gravedad del cuerpo está
situado delante de la segunda vértebra sacra. La posición
lateralizada de los miembros inferiores en relación con el
centro de gravedad produce fuerzas adicionales asimétricas
que se añaden al peso del cuerpo. De este modo, el
esqueleto de los miembros inferiores está sometido a una
compresión asimétrica. Es el producto de tensiones de
flexión que son de tensión en el lado convexo y de
compresión en el lado cóncavo.
La forma de los huesos está adaptada a la disminución de
las tensiones de flexión. Los huesos son curvos, de tal
manera que están en el eje de la resultante de las fuerzas
que actúan sobre ellos. Esta curvatura aumenta las tensiones
de compresión que son las que mejor se toleran y reduce las
tensiones de flexión.
El trabajo de Lanyon y Baggott [28] con transductores de
tensiones en el radio de cordero demostró que la aplicación
de una carga axial a este hueso curvo produce tensiones
longitudinales y también de flexión, debido a la posición
excéntrica de la carga. Por ello, existen tensiones de
compresión en el lado cóncavo y deformaciones de tensión
en el lado convexo (Fig. 13). Las tensiones de compresión
son dos veces más intensas que las deformaciones de
tensión. Con el cálculo teórico basado en la carga de una
viga cargada excéntricamente se obtenían cifras
comparables. La patología de los trastornos estáticos sólo se
puede comprender bien si se tiene en cuenta la distribución
de las tensiones en el hueso. En 1968, Blaimont [7, 8]
comenzaba uno de sus artículos de este modo: «El
conocimiento de las tensiones óseas y de su distribución es
un elemento prácticamente ignorado en la fisiología del
sistema de sostén». Sin embargo, este conocimiento tiene
gran interés para la osteosíntesis ya que permite una
adaptación del material a las condiciones mecánicas que se
le imponen.
¶ Fémur
Sin duda alguna, es el hueso que mejor se ha estudiado.
Desde Pauwells se sabe que la carga que se ejerce sobre la
cabeza femoral es considerable. En apoyo unipodal, el peso
del cuerpo desplazado ejerce sobre la cabeza femoral una
carga de unos 300 kg, que puede aumentar en función de
los esfuerzos y los movimientos (Fig. 14). Al subir escaleras,
esta carga puede llegar a ser 5 veces el peso de la persona y
al marchar rápidamente hasta 7,6 veces, ya que en este caso
las fuerzas de aceleración se suman a la carga estática.
Bergmannet al [5] retomaron la experiencia de Rydell [57] y
publicaron en 1990 sus resultados después de colocar a dos
8
Aparato locomotor
X
Figura 13 Carga axial longitudinal de un hueso curvo. Produce tensiones de compresión longitudinales a las que se añaden tensiones de flexión, debido a la excentricidad de la aplicación de la carga. El resultado es la tensión
del lado convexo y la compresión del lado cóncavo (según Lanyon y Baggott [28]).
100
100
h
Z
10
D 110
D 10
Figura 14 Se puede comparar el fémur con un pescante, cuya carga excéntrica genera tensiones de tracción (Z) y de compresión (D). Si se aplica
una carga idéntica en el eje mayor de una viga vertical de las mismas dimensiones, produciría en ella tensiones de compresión axial de menor intensidad
(según Pauwels en Blaimont [7]).
pacientes prótesis de cadera equipadas con transductores de
tensiones. En uno de los pacientes, las tensiones medidas
eran del 370% del peso corporal al subir las escaleras, del
416% al bajarlas y del 369% al andar en llano. En el otro
paciente, que sufría una enfermedad neurológica con
trastornos de la marcha, estas tensiones fueron
respectivamente del 552%, 523% y 413%. Por consiguiente,
las tensiones sobre el fémur por debajo del trocánter menor
son muy elevadas.
Blaimont et al [6, 7], después de Comtet [15], llamaron la
atención sobre un aspecto «misterioso y paradójico» de la
resistencia ósea: el cálculo de las tensiones proporciona
valores que se contradicen con los resultados de la medición
experimental de la resistencia ósea. Blaimont hizo una
prueba en un fémur que resistió una carga en la cabeza
femoral de 900 kg, lo que corresponde a una fuerza de
tensión de la cortical externa bajo el trocánter mayor de
22,5 kgf/mm2. Un cilindro extraído de la misma zona y
probado en tensión se fracturaba con una carga de
8,5 kgf/mm2. El fémur debería haberse fracturado a este
nivel con una carga en la cabeza femoral de 340 kg.
Aparato locomotor
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Comtet et al observaron la misma anomalía: una diáfisis
radial sometida experimentalmente a un esfuerzo de
tracción presenta una fractura cuando la carga alcanza un
valor que supone una tensión media de 23,5 kgf/mm2. Por
tanto, en el nivel donde se produce la ruptura, la resistencia
a la tracción en cilindros aislados no supera los 14 kgf/mm2.
El hueso es mucho más resistente que lo que permiten
suponer el cálculo matemático y los ensayos de tracción
sobre cilindros aislados. «Esta paradoja puede explicarse
porque las bases del cálculo matemático de las tensiones
sean erróneas al aplicarse al hueso o bien porque las pruebas
de resistencia a la tracción están marcadas por el error».
Blaimont ha demostrado que las dos explicaciones se
asociaban para explicar la paradoja:
– la dureza del hueso disminuye casi linealmente desde el
endostio hacia el periostio. El módulo de elasticidad es
mucho más elevado cerca del endostio que en la zona
perióstica. La diferencia es importante: Comtet encontró en
el radio un módulo de 2.600 kgf/mm2 cerca del endostio y
de 1.413 kgf/mm2 bajo el periostio. Si toda la sección ósea
presentaba la misma dureza, las tensiones evolucionarían
según el modelo utilizado para el cálculo matemático de las
tensiones. En la flexión femoral, el periostio se deforma más
que el endostio. Por tanto, las zonas deformadas son las más
deformables y le sigue una tendencia al igualamiento de las
tensiones (Fig. 12);
Figura 15 Tensiones que soporta
el fémur (según Blaimont). Bajo el efecto
de la carga P que se ejerce sobre la cabeza
femoral, el fémur está sometido a tensiones de tracción T y a tensiones de compresión C. «Las dos zonas, T y C, giran
una alrededor de la otra, en espiral, de la
parte superior a la parte inferior de la
diáfisis». El fémur se flexiona en toda su
altura.
P
C
E – 14-630
T
N
N
M
– Comtet ha demostrado que las pruebas de tracción sobre
cilindros pueden estar afectadas por errores por defecto
sistemáticos. Dan una idea demasiado pesimista de la
resistencia ósea.
Las causas de error pueden neutralizar o acumular sus
efectos y conducir a errores sobre la tensión de ruptura que
llegan al 60%.
A partir de los trabajos realizados por Blaimont [7] en 1968,
se ha conocido adecuadamente el reparto de las tensiones
en el fémur. Cuando se pone en carga este hueso, la parte
externa sufre deformaciones por tensión (T) mientras que
su parte interna sufre deformaciones por compresión (C).
«Las dos zonas, T y C, se enroscan una alrededor de la otra,
en espiral, de la parte superior a la inferior de la diáfisis»
(Fig. 15). Por tanto, el fémur se flexiona en toda su
extensión. «Las mayores deformaciones se observan en la
parte alta del fémur y después van disminuyendo hasta los
20 cm. A partir de este nivel, las deformaciones por
compresión presentan una nueva elevación, mientras que las
deformaciones por tracción siguen bajando» (Fig. 16). Las
tensiones que soporta el fémur son importantes, incluso
cuando la persona en decúbito eleva simplemente el
miembro por encima del plano de la cama. Diehl [17] las ha
evaluado teniendo en cuenta el peso del miembro y del
brazo de palanca que corresponde a la distancia del centro
de gravedad al foco de fractura. El momento de flexión a la
altura de la región subtrocantérea es de 440 cm/kg. En las
mismas condiciones, esta cifra cae hasta 10 cm/kg a nivel
de la metáfisis distal de la tibia (Fig. 17).
T
C
0
5
10
15
20
25
Figura 16
Variaciones diafisarias de las deformaciones máximas. Las
mayores deformaciones se observan en la parte alta del fémur. En cada nivel,
el valor máximo de la compresión (C) es mayor que el de la tracción (T) (según Blaimont).
¶ Tibia
Los estudios de Lanyon et al [27] y los de Carter [13] han
demostrado la complejidad de las tensiones que soporta la
cara anteroexterna de la tibia durante la marcha y la carrera.
Durante la marcha (Fig. 18), las tensiones se producen en
compresión durante el apoyo del talón, en tensión durante
la fase de apoyo plantar, después nuevamente en
compresión en el momento del apoyo en pulsión sobre el
antepié y el dedo gordo. Las tensiones de cizallamiento
aparecen en la última parte del paso, lo que indica una
rotación externa de la tibia en ese momento. Durante la
carrera (Fig. 19), existen tensiones de compresión moderadas
en el momento del apoyo del dedo gordo, seguidas por
deformaciones por tensión muy elevadas. Las tensiones de
cizallamiento son leves.
La cara posterior de la tibia está en tensión cuando el pie se
apoya en forma horizontal.
9
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
E – 14-630
Figura 19
12
10
8
150 kg
oooooo
Figura 17
Momentos de flexión (en cm/kg) producidos por la simple
elevación del miembro superior por encima del plano de la cama (según
Diehl).
4
Tension
Compresion
Cizallamiento (rotacion externa)
3
Tensiones sobre la cortical
anteroexterna de la tibia durante la carrera
(2,2 m/seg). TS: apoyo
del dedo gordo; TO: levantamiento del dedo
gordo.
4
2
0
oooooooo
oo
o
o
440 kg
Tension
Compresion
Cizallamiento (rotacion externa)
Cizallamiento (rotacion interna)
6
o
350 kg
Tensiones (MN/m2)
10 kg
Aparato locomotor
ooooo
2
4
TS TS-TO
Tensiones (MN/m2)
2
1
¶ Peroné
0
Tiene una curvatura invertida en relación con la de la cara
posterior de la tibia y desempeña un papel fundamental en
la transmisión de las tensiones de rotación.
La membrana interósea tiene una acción esencialmente
mecánica.
1
2
3
¶ Miembro superior
4
HS
FF
HO
HO
TO
S
Figura 18 Tensiones sobre la cortical anteroexterna de la tibia durante
la marcha (1,4 m/seg). HS: apoyo del talón; FF: apoyo plantar; HO: levantamiento del talón; TO: levantamiento del dedo gordo; S: desplazamiento del
pie levantado.
Debido a su forma tubular, la tibia resiste bien las tensiones
de flexión.
Teniendo en cuenta su mayor diámetro en la parte superior
y, por consiguiente, su mayor momento de inercia a este
nivel, resiste mejor las tensiones de torsión que la parte
distal, cuyo pequeño diámetro se asocia a un momento de
inercia menor. Las tensiones de cizallamiento en la parte
distal de la tibia son dos veces mayores que las que se
ejercen en la parte proximal. Eso explica por qué las
fracturas en rotación de la tibia se producen esencialmente
en la parte distal del hueso.
Como destaca Poitout [47], se puede considerar que la tibia
es, en un corte, como un «prisma triangular». Si a un
«prisma triangular» metálico se lo somete a compresión,
pierde su altura y se ensancha; en el caso de la tibia, por el
contrario, sus caras se aproximan bajo el influjo de una carga
creciente. La influencia de los músculos sobre sus caras
contrarresta esta deformación.
En las caras posteriores del húmero y de los dos huesos del
antebrazo, se suelen producir las tensiones de tracción.
¶ Resistencia global de los huesos
Yamada ha estudiado esta resistencia [66]. En el Cuadro 1 se
resumen sus resultados.
¶ Vigas compuestas hueso-músculo
Como destacaron Rabischong y Avril en 1965 [49], los huesos
y los músculos se asocian aumentando la resistencia de un
segmento determinado a esfuerzos que a veces son
considerables. Juntos forman una viga compuesta mucho
más resistente que los huesos aislados. Las vigas
compuestas son la asociación de dos materiales diferentes
unidos solidariamente y que comparten las tensiones en
función de su módulo de elasticidad y de su momento de
inercia. Se considerará nuevamente el ejemplo de
Rabischong, es decir, las tensiones que se ejercen en los dos
huesos del antebrazo cuando se coloca una carga de 20 kg
en la mano. Si se considera que los flexores del codo lo
mantienen flexionado a 90º como los cables de una grúa, las
tensiones de tracción-compresión en los dos huesos del
antebrazo son de 2,5 t, valor muy superior a la resistencia
del esqueleto. Por consiguiente, los músculos no actúan
Cuadro 1. – Resistencia global de los huesos enteros según Yamada [66], publicada por Sedel [58].
Hueso
Carga de ruptura
en flexión (kg)
Resistencia
a la ruptura
en flexión (kg/mm2)
Deflexión (mm)
Carga de ruptura
en torsión (kg/cm)
Resistencia
a la ruptura
en torsión (kg/m2)
Ángulo antes
de la ruptura (grados)
Fémur
Tibia
Peroné
Húmero
Radio
Cúbito
250
262
40
136
53
64
19,3
20,1
20,1
19,3
21,3
21,3
11,1
9
14,3
8,8
9,3
9,4
1400
1000
116
606
208
190
4,62
4,43
4,01
4,95
4,55
4,48
1,5
3,4
35,7
5,9
15,4
15,2
10
Aparato locomotor
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
sobre las palancas esqueléticas como los cables de una grúa
sino que forman con ellas una viga compuesta. El músculo
en contracción modifica sus dimensiones y su módulo de
Young. Se aplica estrechamente sobre el esqueleto. La línea
neutra se desplaza. El plano óseo pasa por detrás de ella y
trabaja en compresión. El cálculo indica entonces una
tensión que ya no es de 1,30 kgf/mm2, que el hueso puede
soportar perfectamente.
Los músculos se comportan también como tirantes de
fijación comparables a los que mantienen el mástil de un
barco. Al actuar así, aumentan las fuerzas de compresión en
el hueso, lo que es favorable ya que se ha visto que el hueso
muestra su mayor resistencia en compresión.
Biomecánica de las fracturas
No se trata en detalle esta cuestión, pues justificaría un
artículo aparte. Por tanto, se expondrán algunas nociones
generales.
CONTRACCIÓN MUSCULAR
Desempeña un papel muy importante en la prevención de
las fracturas [59]. Este papel se puede ilustrar, por ejemplo,
en el caso de la caída hacia delante al esquiar. La tibia del
esquiador se apoya hacia delante sobre el borde de la bota
con un efecto de flexión. La cortical posterior de la tibia está
sometida a tensiones de tracción muy elevadas que tienen
muchas posibilidades de producir una fractura.
Afortunadamente, la contracción refleja del tríceps provoca
tensiones de compresión posteriores que neutralizan las
tensiones de tracción, protegen la tibia y evitan la fractura.
La contracción muscular automática en una caída protege el
esqueleto. Por el contrario, en los ancianos, la rapidez de la
reacción muscular ya no es suficiente. Los trastornos de la
vista, el oído y el equilibrio son factores agravantes.
FRACTURAS POR FATIGA
Una fractura se puede producir si la tensión que soporta el
hueso es superior a la resistencia máxima del hueso pero
también puede ocurrir tras aplicar repetidamente tensiones
mucho más bajas. Es el caso de las fracturas por fatiga, a las
que se dedica un artículo específico [32]. Tienen lugar después
de la aplicación poco frecuente de tensiones elevadas o bien
tras la aplicación muy frecuente de tensiones relativamente
bajas. La frecuencia de solicitaciones también desempeña
una función ya que el remodelamiento óseo puede ser más
rápido que el proceso de fractura espontánea y puede
evitarlo. La fatiga muscular interviene en la aparición de las
fracturas por fatiga suprimiendo la protección del esqueleto.
FRACTURAS Y GRADO DE ENERGÍA
Las fracturas pueden clasificarse en tres categorías, según la
cantidad de energía que se libera a su nivel:
– fracturas de baja energía: son las fracturas que se
producen tras una caída simple;
– fracturas de alta energía: se observan en los accidentes de
tráfico y son conminutas, con lesiones de los tejidos blandos;
– fracturas de muy alta energía: causadas por un proyectil
bélico a gran velocidad; corresponden a auténticas
explosiones óseas con pérdidas de sustancia de los tejidos
blandos.
FRACTURAS SOBRE DEFECTOS ÓSEOS
La creación de una pérdida de sustancia ósea hace que el
hueso sea considerablemente más frágil.
E – 14-630
Burstein [11] ha demostrado que el simple hecho de hacer un
agujero e insertar un tornillo en el fémur de conejo
disminuye un 70% su capacidad de absorber la energía.
Ocho semanas después, ese efecto ha desaparecido pero la
extracción del tornillo disminuye nuevamente un 50% esta
posibilidad del hueso.
La creación de una fisura ósea en una diáfisis crea una
sección abierta. En este caso, la resistencia a la fractura
disminuye un 70%. Por tanto, la extracción de un injerto
cortical hace que aumente mucho la fragilidad del hueso.
FRACTURAS Y TENSIONES
La aparición de una fractura es una cuestión de distribución
de tensiones y de energía mecánica. La energía necesaria
para fracturar una tibia humana normal es sólo 1/10.000 de
la energía cinética de un esquiador de 80 kg que se desplace
a 45 km/h [50]. La fractura sólo se produce cuando la energía
cinética se concentra bruscamente y se convierte en trabajo
que deforma la tibia. Las fracturas son el resultado de
deformaciones excesivas por tensión. En general, no están
causadas por fuerzas de tracción sino más bien por fuerzas
de flexión o de torsión. Las fracturas en «tallo verde» son,
para Radin [50], la combinación de microfracturas de la
cortical de un hueso poco calcificado con un módulo de
elasticidad bajo.
¶ Fracturas por tracción
Se producen generalmente en el hueso esponjoso. Dos
buenos ejemplos son la fractura de la base del quinto
metatarsiano por tracción del peroneo lateral corto y la del
calcáneo por tracción del tendón de Aquiles.
¶ Fracturas por compresión
El mejor ejemplo son las fracturas por compresión de las
vértebras.
¶ Fracturas por cizallamiento
Se producen habitualmente en el hueso esponjoso, sobre
todo en los cóndilos femorales o los platillos tibiales.
¶ Fracturas por torsión
Las deformaciones por tensión más elevadas están a 45º de
las deformaciones por cizallamiento. El trazado de la
fractura tiene un plano espiral y sigue este ángulo. El mejor
ejemplo es la fractura en espiral del esquiador.
¶ Fracturas por flexión
Las fracturas diafisarias transversales o en «ala de
mariposa» se producen por este mecanismo. La fractura
comienza en la superficie convexa, en las fibras más
exteriores, que soportan la mayor deformación por tensión.
Si en esta cara existe una muesca o una ranura, la fractura
comienza en ese nivel.
Biomecánica de la consolidación
Desde las épocas más remotas, el ser humano ha utilizado
los factores mecánicos de la consolidación inmovilizando los
miembros fracturados. La osteosíntesis, que apareció a
principios del siglo xx, altera los factores biológicos
evacuando el hematoma de fractura y modifica la mecánica
de la consolidación. Por tanto, es de vital importancia
11
E – 14-630
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
conocer las condiciones mecánicas ideales, con osteosíntesis
o sin ella. Ya hace mucho tiempo que se discute sobre la
estabilidad y la rigidez ideal de las osteosíntesis. El simposio
de la Sofcot (Sociedad Francesa de Cirugía Ortopédica y
Traumatológica) de 1982 se dedicó a esta cuestión [23]. Su
título era: «La fijación de una fractura ¿debe ser rígida o
elástica?)» (I. Kempf, J.-P. Meyrueis, S. Perren). Hubiera sido
preferible titularlo: «La fijación de una fractura ¿debe ser
estable o inestable?». Ahora conviene añadir a esta cuestión
fundamental una nueva: «La fijación ¿debe ser estática o
dinámica?». Para hacer una recapitulación de los factores
mecánicos de la consolidación ósea es preciso comenzar
recordando las definiciones básicas.
DEFINICIONES
¶ Fijación estable e inestable
Durante el simposio de 1982 de la Sofcot [23] se convino con
los representantes de la AO y de Canadá que un foco de
fractura se considerara estable si a simple vista no se
descubre ningún movimiento interfragmentario bajo la
acción de las tensiones que sufre (fuerzas por unidad de
superficie o stress de los anglosajones).
A la inversa, un foco de fractura es inestable si persisten
movimientos visibles entre los extremos de la fractura bajo
la acción de las tensiones.
La cuestión fundamental del tratamiento de las facturas es
saber si la inmovilización ortopédica o quirúrgica debe
estabilizar el foco de fractura o tiene que dejar que persista
cierta inestabilidad [44].
Para saber si se ha realizado una osteosíntesis estable o
inestable, es esencial movilizar enérgicamente el miembro
antes de cerrar la vía de acceso. De esta manera, a veces es
posible modificar el montaje para alcanzar el grado de
estabilidad deseado. Una osteosíntesis que sea estable con
la movilización intraoperatoria del cirujano y la
movilización postoperatoria del paciente se puede volver
inestable al reanudar el apoyo. Se dice que existía sólo
estabilidad de movilización. A la inversa, si la osteosíntesis
se mantiene estable no sólo con la movilización sino también
al reanudar totalmente el apoyo, se habla de estabilidad de
carga.
¶ Rigidez
Los implantes y los montajes con varios implantes que se
utilizan para fijar un foco de fractura se caracterizan por su
resistencia a la deformación. Los anglosajones lo denominan
stiffness y la mejor traducción es probablemente
«rigidez» [35] . Esta rigidez oscila desde la rigidez a su
contrario, la flexibilidad. Por definición, un cuerpo es rígido
si difícilmente se deforma. A la inversa, es flexible si se
deforma con facilidad. La rigidez de un implante depende
de sus dimensiones y del módulo de elasticidad del material
con el que está fabricado.
Erróneamente, se habla de rigidez en lugar de rigidez.
¶ Elasticidad y plasticidad
La elasticidad es la propiedad de un cuerpo, por tanto de
un implante, de recuperar su forma y sus dimensiones
iniciales después de su deformación. La plasticidad es lo
contrario, es decir, la propiedad de un cuerpo de conservar
parte o toda la deformación.
Cuando el cirujano deforma un implante, por ejemplo una
placa de osteosíntesis para adaptarla a la forma del hueso,
ese implante pasa por tres fases sucesivas, como se precisó
antes:
12
Aparato locomotor
– en un primer tiempo, para tensiones moderadas, el
implante tiene un comportamiento elástico, es decir, cuando
la tensión cesa, recupera su forma y sus dimensiones
iniciales;
– en un segundo tiempo, para tensiones mayores, su
comportamiento se hace plástico, es decir, mantiene su
deformación. El límite entre la zona elástica y la zona
plástica es el límite elástico;
– si las tensiones aumentan aún más, el implante entra en
la zona de ruptura y se rompe.
Por consiguiente, la fragilidad de un implante modelado en
el quirófano aumenta relativamente. Es preferible utilizar
implantes premandrilados que, durante su fabricación,
hayan sido sometidos a un período de recocido que les
devuelva sus propiedades metalúrgicas iniciales.
¶ Fijación estática y dinámica
Desde hace un decenio, es habitual hablar de fijación
dinámica. Sin embargo, la definición de la osteosíntesis
dinámica sigue siendo imprecisa. Para la AO, una fijación
dinámica es la que utiliza las fuerzas musculares para
estabilizar el foco de fractura, como lo hace, por ejemplo,
un tirante de fijación. Por el contrario, otros autores utilizan
este término para designar la carga precoz de los focos de
fractura transversales enclavados sin bloqueo o bloqueados
por un solo lado. Todos los autores utilizan el término de
dinamización para designar la desrigidificación de los
fijadores externos durante el tratamiento. Por tanto, se hizo
indispensable llegar a un consenso sobre el propio sentido
de los términos utilizados.
Dada la ausencia de una definición internacional precisa, un
autor propuso, hace algunos años [35, 41], acordar que:
– una fijación es estática cuando su rigidez se mantiene
constante desde el principio al final del tratamiento;
– una fijación es dinámica cuando se hace variar su rigidez
en el tiempo y, de esta manera, las tensiones que pasan en el
foco de fractura, para favorecer la formación del callo o para
reforzarlo: desbloqueo de los clavos, dinamización de los
fijadores externos.
FIJACIÓN ESTABLE O FIJACIÓN INESTABLE
ELÁSTICA
La cuestión fundamental que el cirujano se debe plantear
antes de comenzar el tratamiento de una fractura es saber si
debe realizar una fijación estable o una fijación inestable
elástica. A nadie se le ocurriría defender una fijación
inestable plástica con la que las tensiones producirían una
deformación residual permanente en el foco de fractura.
En una conferencia reciente [46], P.-E. Ochsner utilizó el
término «estabilidad relativa» para designar la fijación
elástica inestable. Los autores de este artículo, no están de
acuerdo con esta denominación, que cuestiona un consenso
siempre difícil de obtener.
Durante los tres primeros cuartos del siglo xx, la mayoría
de las osteosíntesis pretendían lograr la estabilidad del foco
de fractura, casi siempre sin conseguirla. Más adelante, se
cuestionó esta osteosíntesis estable. Para discutir si estas
actitudes contradictorias están bien fundamentadas, se debe
reconsiderar el papel de los factores mecánicos en los
mecanismos de consolidación.
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Aparato locomotor
E – 14-630
Cuadro 2. – Diferentes tipos de callo según Mac Kibbin (1978).
Tipo de consolidación
Velocidad
Llenado de un espacio
Tolerancia a la inestabilidad
Tolerancia a la estabilidad Importancia de los tejidos
absoluta
blandos
Callo perióstico
Callo cortical
Callo medular
+++
+
++
+++
++++ lento
+++
++
++++
+++
++++
-
¶ Biomecánica del callo
Cuadro de Mac Kibbin
En 1978, Mac Kibbin [31] evidenció perfectamente la relación
entre la movilidad del foco de fractura y la formación de un
callo por las diferentes capas óseas. Es indispensable
conocer su cuadro para comprender la osteosíntesis (Cuadro
2).
Tras una fase corta de formación del callo primario, el
periostio, las corticales y la medular participan en la
formación del callo de forma muy diferente.
El periostio forma rápidamente un callo voluminoso que
rodea el foco de fractura y lo inmoviliza progresivamente.
Este callo puede rellenar grandes pérdidas de sustancia. Es
necesario que los tejidos blandos que rodean el hueso se
mantengan indemnes. El callo perióstico es estimulado por
la movilidad del foco de fractura. Por el contrario, la
estabilidad del foco de fractura impide su formación. Por
otra parte, la formación del callo por el periostio es limitada
en el tiempo y, como se verá, esto tiene consecuencias en el
concepto de osteosíntesis dinámica. El callo externo es el
mecanismo de consolidación mejor conocido y menos
polémico.
La consolidación de las corticales puede producirse «per
primam» cuando el contacto entre los fragmentos es
perfecto. Esta fue la base de la técnica AO. Casi siempre
persisten zonas de contacto imperfecto y la osificación no se
produce por paso directo de las osteonas sino por la
osificación procedente de la zona próxima (gap healing). En
ambos casos, el callo cortical exige la estabilidad absoluta
del foco de fractura. La movilidad a su nivel lo inhibe.
El callo procedente de la medular se forma con bastante
lentitud. Es poco sensible a la movilidad en el foco de
fractura.
Nuevos estudios histológicos
Hace algunos años, los autores de este artículo han vuelto a
estudiar estos callos [41]. Este trabajo ha demostrado que
hasta ahora se ha subestimado el papel del callo medular.
Ya Ilizarov insistía en su importancia. En zona estable, las
células precursoras de la médula forman en seis semanas
un disco bicóncavo de hueso inmaduro que se infiltra entre
los fragmentos de cortical (Fig. 20). La penetración del callo
medular entre los fragmentos de cortical para consolidarla
exige la estabilidad perfecta del foco de fractura. A las 12
semanas, se forman nuevos sistemas de Havers en el callo
perióstico y en las corticales. Estos sistemas se orientan en
todos los planos del espacio según las tensiones locales,
conforme a la ley de Wolff. Para obtener más detalles, el
lector puede consultar el artículo sobre la consolidación
ósea, en la misma obra. El proceso natural de consolidación
pasa por la formación rápida de un callo perióstico,
estimulado por la inmovilización imperfecta. Este callo
estabiliza el foco de fractura y luego un callo procedente de
la medular lo rellena. A continuación, la remodelación
reconstituye progresivamente las corticales.
¶ Foco de fractura cerrado
Durante milenios, las fracturas cerradas se han consolidado
mediante una inmovilización precaria. Es lo que ocurre
Figura 20 Callo medular a las 6 semanas. Cuando el foco de fractura ha
sido estabilizado por el callo perióstico o mediante osteosíntesis, el callo medular se infiltra entre los fragmentos de la cortical.
siempre con la escayola, la extensión continua o con la
técnica de Sarmiento, que producen una inmovilización
inestable.
Una osteosíntesis realizada en foco cerrado mediante un
fijador externo, como el que recomienda Burny, respeta el
periostio y el hematoma de fractura. En este caso, está
justificado el montaje elástico inestable para estimular el
periostio. El callo que éste forma estabiliza el foco de
fractura. Los montajes realizados son el equivalente de una
escayola, con la ventaja de la movilización articular precoz
pero con los riesgos sépticos nada despreciables que
conllevan las placas.
Una fijación elástica ligeramente inestable constituye un
buen medio de inmovilización de una fractura cerrada.
¶ Foco de fractura abierto
La situación es totalmente diferente cuando el foco de
fractura está abierto, ya sea por el traumatismo o por el
cirujano quien debe pensar en la mecánica de su
osteosíntesis pero también en la bioquímica de la
consolidación.
Osteosíntesis a cielo abierto de una fractura cerrada
Se debe hacer con un respeto máximo de los elementos
osteoformadores:
– la evacuación del hematoma de la fractura y la
eliminación de la capacidad osteoinductora que adquiere en
4 días altera enormemente la formación del callo. En este
hematoma se liberan, en las primeras 48 horas, sustancias
mitógenas y después factores osteoinductores bioquímicos,
como la bone morphologic protein (BMP) (proteína
morfológica ósea), los transforming growth factors (TGF)
(factores de crecimiento transformantes), etc. También
contiene las células precursoras indiferenciadas, en proceso
de multiplicación bajo el influjo de estos factores. Sin
embargo, se puede extraer el coágulo de fractura al
principio de la intervención y dejarlo en suero con
antibiótico. Después se vuelve a colocar alrededor del foco
de fractura antes del cierre;
13
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
– el raspado de la cavidad medular está absolutamente
prohibido si la fractura era cerrada antes de realizar su
abertura quirúrgica.
Pese a estas precauciones, a cielo abierto, con abertura del
periostio, ya no se debe contar con el callo perióstico para
estabilizar el foco de fractura. Se debe recurrir al callo
cortical per primam o al callo cortical procedente del callo
medular. Estos callos necesitan la estabilidad absoluta del
foco de fractura. Confirman esta idea los estudios
experimentales de Wuet al de la Clínica Mayo [65] . Al
estudiar la consolidación de osteotomías de perros
inmovilizados mediante fijadores de diferente rigidez, se ha
demostrado que la consolidación y la remodelación de una
fractura son tanto más prolongadas cuanto más flexible sea
el fijador.
A cielo abierto, la osteosíntesis estática debe ser
necesariamente estable.
Fracturas muy abiertas por el traumatismo
Generalmente, no basta con la estabilización del foco de
fractura para obtener la consolidación. El periostio
gravemente dañado tiene escasas posibilidades de
formación de un callo. Es preciso hacer el raspado local de
la cavidad medular. Con este pulimento medular se
eliminan gran parte de las células progenitoras óseas, cuya
multiplicación, por acción de factores osteoinductores y de
sustancias mitógenas, habría garantizado la formación del
callo medular y después del cortical. En estos casos difíciles,
es necesario un aporte osteógeno que exige la estabilidad
del foco de fractura.
¶ Fracturas en los niños
La consolidación de una fractura en los niños se realiza muy
fácilmente gracias a un callo perióstico. El crecimiento
corrige parte de las deformaciones residuales. Por tanto, en
estos casos, la fijación inestable elástica de foco de fractura
cerrado es el procedimiento de elección. La técnica de
enclavado elástico da resultados notables. Por el contrario,
los autores de este artículo no están de acuerdo con la
denominación como «fijación elástica estable». La movilidad
del foco de fractura es indiscutible y voluntaria para
favorecer la formación del callo perióstico. Por consiguiente,
la fijación es elástica inestable según el consenso del
simposio de 1982.
FIJACIÓN ESTÁTICA Y FIJACIÓN DINÁMICA
¶ Fijación estática
La osteosíntesis mediante placas es el ejemplo de fijación
estática. La rigidez del montaje se fija definitivamente,
excepto si los tornillos se movilizan. Aunque se perciban
signos de movilización de los tornillos, es posible mejorar la
estabilidad del foco de fractura colocando una escayola
complementaria, como recomendaba M. Muller. Esta
estabilización complementaria imperfecta a veces es
suficiente para que la consolidación compense el deterioro
de la osteosíntesis y la evolución hacia la seudoartrosis
(Fig. 21).
El enclavado bloqueado en la parte superior e inferior
también es un montaje estático que no varía a lo largo del
tiempo.
14
Escayola complementaria
Ablacion
– la abertura del periostio disminuye sus propiedades de
formación del callo. Por tanto, hay que abrirlo mínimamente
y los extremos de la placa pueden colocarse perfectamente
sobre el periostio conservado;
Aparato locomotor
Rigidez del montaje
E – 14-630
Tiempo
Figura 21 La osteosíntesis por placa es estática. Su rigidez no varía durante todo el período de consolidación.
¶ Fijación dinámica
Desde comienzos de la década de 1980, una serie de
estudios experimentales cuestionaron el principio de fijación
estática de las fracturas, mecánicamente idéntico de
principio a fin del tratamiento.
Estudios experimentales
En 1981, Wolf et al [63] observaron el aumento de la
resistencia de las osteotomías en ratas tratadas mediante la
carga cíclica. Esta mejoría sólo era evidente de la 4.ª a la 6.ª
semana. Disminuía a las ocho semanas, cuando el hueso se
acercaba a su resistencia normal. En 1884, Rubin y
Lanyon [56] demostraron que la aplicación de un número
limitado de ciclos de carga sobre el hueso provoca una
respuesta osteógena que puede restablecer y mantener la
masa ósea. En 1985, Goodship y Kenwright [20] establecieron
que la aplicación diaria de una estimulación mecánica axial
de 360 N (500 ciclos de 0,5 Hz), iniciada 1 semana después
de la fractura y concluida en la 12.ª semana, acelera la
consolidación mediante la formación de un callo perióstico.
Estos estudios probaban que es posible actuar
mecánicamente sobre la consolidación.
Los resultados clínicos de Ilizarov, que reiniciaba muy
precozmente la carga en sus pacientes, y de de Bastiani, que
desbloqueaba axialmente su fijador hacia la 5.ª semana,
confirmaron estos datos experimentales.
Aplicaciones
– Dinamización del enclavado
La escuela de Estrasburgo ha preconizado durante años la
dinamización del enclavado bloqueado mediante la
extracción de los tornillos situados en uno de los lados del
foco de fractura hacia el 3.er mes, cuando el callo tarda en
desarrollarse. Si se practica demasiado precozmente, este
desbloqueo puede producir una compresión del foco de
fractura. Por el contrario, si se realiza cuando el foco de
fractura está suficientemente cohesionado, no produce una
movilidad anormal sino un aumento de las tensiones en el
hueso, lo que favorece el refuerzo del callo según la ley de
Wolff. En la actualidad, la mayoría de los autores reservan
el desbloqueo a los casos de evolución desfavorable.
Los resultados de esta técnica de dinamización han sido
decepcionantes para quienes pretendían obtener la
consolidación. Esta decepción era previsible. La técnica
preconizaba la fijación estable al principio, que luego se
hacía inestable para favorecer la formación del callo (Fig.
22). Ahora se sabe que habría que hacer lo contrario, es
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Aparato locomotor
E – 14-630
– en una primera serie, se aplicaron movimientos axiales de
1 mm durante 20 minutos cada día, comenzando antes del
séptimo día;
En general, los autores han considerado que la movilización
axial precoz mejoraba un 20% los retrasos de la
consolidación.
Refuerzo
del callo
A
6
Refuerzo
del callo
Ablacion
Desbloqueo
Bloq ueo
Rigidez del montaje
Tiempo
Estimulacion
del callo
periostico
B
Ablacion
Desbloqueo
Rigidez del montaje
– en la segunda serie, se bloqueaba el fijador en posición de
neutralización.
Tiempo
(semanas)
Figura 22 Dinamización del enclavado
A. Durante la dinamización clásica, la rigidez del montaje alcanza su
valor máximo de inmediato. El desbloqueo realizado hacia el segundo
mes o más tarde ya no puede estimular el callo perióstico; por tanto, no
puede favorecer la formación del callo. Por el contrario, puede reforzar el
callo si éste ya existía.
B. El nuevo concepto propone el enclavado inicial sin bloqueo para estimular el callo perióstico a través de una ligera inestabilidad, seguido por
el bloqueo hacia la sexta semana, para estabilizar el foco de fractura y, finalmente, un desbloqueo tardío para reforzar el callo. Este concepto sólo
se puede aplicar si el restablecimiento de la longitud no exige el bloqueo
inmediato.
decir, una fijación ligeramente inestable al principio, para
estimular el callo perióstico, seguida hacia la 6.ª semana,
cuando se han agotado las posibilidades de este callo, por
una estabilización para favorecer la mineralización del callo
perióstico así como la formación del callo cortical y
posiblemente del callo medular.
Excepto en el caso de las fracturas conminutas, en las que es
fundamental mantener la longitud, la dinamización de los
clavos debería hacerse en orden inverso, es decir, difiriendo
hasta la 6.ª semana el posible bloqueo complementario. El
desbloqueo tardío para reforzar el callo antes de la ablación
total del material sigue siendo importante para reforzar el
callo ya existente.
– Dinamización de los fijadores externos.
La fijación externa es el medio de osteosíntesis ideal para la
fijación dinámica. Desde comienzos de la década de 1980, se
ha preconizado y utilizado la disminución progresiva de la
rigidez de los montajes al final del tratamiento, para reforzar
el callo y limitar el riesgo de fractura recidivante. Más tarde,
a mediados de la década de 1990, las experiencias de
Kenwright llamaron la atención sobre el interés de la fijación
inicial ligeramente inestable de forma intermitente.
En 1991, Kenwright et al [24] publicaron los primeros
resultados de la movilización intermitente precoz para
estimular el callo perióstico:
En una segunda publicación de 1995 [54], los mismos autores
se contentaron con reanudar precozmente la carga con un
fijador Orthofix bloqueado en posición de neutralización. La
movilidad obtenida en el foco de fractura variaba entre 0,2
y 0,9 mm, aunque esa movilidad no era puramente axial.
Las conclusiones de este nuevo estudio son mucho más
prudentes y se limitan a precisar que son necesarios nuevos
trabajos para evaluar la intensidad, la frecuencia y la
dirección de los movimientos que puedan influir en la
consolidación. Se pudo constatar que la movilización
sistemática prolongada de una fractura compleja casi
siempre conducía a retrasos de la consolidación después del
agotamiento del callo perióstico. Los trabajos de Noordeen
et al [45] demostraron ese mismo año que el mantenimiento
de micromovimientos durante más de unas cuantas
semanas provoca la formación de una seudoartrosis.
¿Cómo considerar la situación en vista de estas
experiencias?
Después de 5 a 6 semanas, la movilización moderada del
foco de fractura mediante la reanudación precoz de la carga
intermitente ya no puede estimular el callo perióstico, cuyas
posibilidades de formación se agotan con el tiempo. Por el
contrario, puede destruir una estabilización precaria que
pudiera permitir la penetración del hueso inmaduro entre
los extremos óseos. Por tanto, es preferible detener la
movilización del foco de fractura en este estadio y, al
contrario, hacer una estabilización permanente durante las
semanas de maduración del callo. Los autores de este
artículo, seguidos por algunos colegas, propusieron en
1996 [41] comenzar el tratamiento mediante una fijación
elástica que permita la estimulación del callo perióstico. En
la 6.ª semana, cuando se ha agotado la posibilidad de
formación de este callo, se estabiliza el foco de fractura para
favorecer el callo medular y posiblemente el cortical
(Fig. 23).
¿Cómo obtener esta estabilización?
En ocasiones, se puede utilizar el desbloqueo axial del
fijador para mejorar la estabilidad. En casi todos los casos,
este desbloqueo axial no conlleva, paradójicamente, el
aumento de la movilidad en el foco de fractura. La
supresión del efecto de resorte de las clavijas provoca una
ligera compresión y, de esta manera, una mejoría de la
estabilidad [1]. Casi siempre la estabilización se obtiene
aumentando de nuevo la rigidez del montaje. Cuando éste
está formado por varios componentes, en general se colocan
durante la primera intervención, pero ciertas partes se
retiran hasta la fase de estabilización. La reanudación del
apoyo tiene, por sí misma, un efecto beneficioso sobre la
formación ósea. Los experimentos de Meadows et al [34] no
permiten albergar ninguna duda a este respecto. Pero la
reanudación de la carga de los focos inestables, incluso
aunque se limite al 75%, no se puede considerar hasta el
50.º día como muy pronto.
¿Cuándo retirar el fijador?
La resistencia del callo crece con el tiempo pero de forma
bastante brusca. El foco de fractura móvil se inmoviliza en
15
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Rigidez
del fijador
E – 14-630
Aparato locomotor
Figura 23 Fijación externa dinámica.
(Fase 3)
Injerto oseo precoz tras la cicatrizacion
de tejidos blandos
Estabilizacion por desbloqueo axial (fracuras simples)
o rigidificacion del montaje (fracturas complejas)
B
Desrigidificacion
progresiva
multidireccional
Colgajos
musculares
(antes de
las 72 h)
Llenado de los espacios
interfragmentario por el
callo medular
A
Estimulacion
del callo
periostico
Refuerzo del callo
Movilidad
interfragmentaria
= 1 mm
6
algunos días. En las radiografías se aprecia la cantidad de
callo pero no sus cualidades mecánicas. Se han probado
diferentes procedimientos [41] para evaluar la rigidez del foco
de fractura. Richardson et al [53], en 1994, evaluaron la
rigidez del foco de fractura:
– ya sea directamente, aplicando un goniómetro flexible de
una a otra parte de la fractura o sobre las clavijas después
de retirar el mecanismo;
– ya sea indirectamente mediante transductores de
tensiones situados en el fijador colocado.
El ordenador calcula la rigidez de la fractura en
N/m/grado. Para este estudio, los autores adoptaron la
rigidez de 15 N/m/grado como límite más allá del cual el
fijador puede ser retirado sin riesgo de fractura recidivante.
El tiempo preciso para alcanzar esta rigidez fue, en
promedio, de 13 semanas para las fracturas estimuladas por
micromovimientos y de 18 semanas para las fracturas
inmovilizadas estáticamente.
Se puede retirar el fijador de una sola vez cuando el callo ha
alcanzado una rigidez suficiente. Existe un riesgo claro de
fractura recidivante. Para evitar esta complicación, los
autores de este artículo preconizan desde 1980 [23] la
desrigidificación progresiva de los montajes para reforzar el
callo, todavía frágil, mediante un paso progresivamente
creciente de las tensiones, según la ley de Wolff. Más que
contentarse con la desrigidificación axial que sólo restablece
en el hueso parte de las tensiones, es preferible adoptar la
desrigidificación del montaje en todas las direcciones, como
sugiere el estudio histológico de los conductos de Havers
en evolución en el callo. Con algunos días de intervalo,
manteniendo el apoyo total, las diferentes piezas del fijador
se retiran o reemplazan (Fig. 24). A continuación se aplica
sistemáticamente una polaina de protección durante algunas
semanas. Kenwright [18] sigue la misma evolución e insiste
en la total necesidad de la estabilización total del foco de
fractura después de la fase de estimulación inicial del callo
perióstico por micromovimientos. Actualmente, la
dinamización de la fijación externa se utiliza ampliamente
en todo el mundo. Su eficacia es más polémica en la
formación del callo que en la prevención de las fracturas
recidivantes.
16
Tiempo
(semanas)
Aplicaciones al tratamiento
de las fracturas
TRATAMIENTO ORTOPÉDICO
Desde los albores de la humanidad, se han tratado las
fracturas mediante inmovilización ortopédica, es decir,
mediante entablillado y, más recientemente, con escayolas o
mediante extensión continua. La inmovilización que se
consigue así es relativa, lo que no impide que, en general,
estas fracturas se consoliden sin problema. Como se
mencionó, la formación del callo perióstico está favorecida
por la inestabilidad moderada del foco de fractura. Al cabo
de unas 6 semanas, este callo deja de evolucionar pero ha
inmovilizado completamente el foco de fractura y puede
producirse la consolidación cortical por penetración del callo
procedente de la medular. Teniendo en cuenta estos
resultados notables respecto a la consolidación, parecería
lógico atenerse a este tipo de tratamiento. Sin embargo, las
cosas no son tan simples y, en muchos casos, es preciso un
tratamiento quirúrgico. El tratamiento ortopédico requiere
la inmovilización prolongada de los músculos y las
articulaciones que conlleva la atrofia muscular y un riesgo
notable de rigidez articular. Por otra parte, las fracturas
epifisarias y articulares son difíciles o imposibles de reducir
perfectamente y de contener mediante tratamiento
ortopédico tras la reducción.
El tratamiento quirúrgico permite:
– la reducción, casi siempre exacta, que limita el riesgo de
artrosis secundaria por deformación articular o por
desviación del eje;
– la fijación, que hace posible la movilización rápida, lo que
evita la atrofia muscular y la rigidez articular.
OSTEOSÍNTESIS CON PLACA
La colocación de una placa de osteosíntesis, que se hace
obligatoriamente con un foco de fractura abierto, es
indispensable para obtener la estabilidad del foco de
fractura.
¶ Estabilidad del foco de fractura
¿Cómo se obtiene la estabilidad? Aumentando la rigidez del
implante y del montaje.
Aparato locomotor
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
E – 14-630
M
h
d
Figura 25
F
Rigidez en flexión de un sistema hueso-implante. h =
d⋅M2⋅F / EI.
I= Le 3
12
I= D 4 -d 4
64
e
L
d
D
Figura 26 La rigidez del implante depende de sus dimensiones.
Figura 24 Desrigidificación multidireccional para reforzar progresivamente un callo ya existente.
Rigidez del implante
– Evaluación
La rigidez de flexión de una placa puede evaluarse [39]
mediante la distancia «h» que presenta un sistema huesoimplante bajo la acción de un momento de flexión dado.
Siendo M la longitud del brazo de palanca, F la fuerza
aplicada, d la longitud del foco de fractura conminuta e I, el
momento de inercia del implante, esta fórmula permite
obtener de forma suficientemente aproximada el valor de
h = (d M2 F) / EI (Fig. 25).
Para una fractura conminuta y una fuerza dada aplicada de
idéntica forma, h es tanto menor y la rigidez tanto mayor
cuanto mayor sea EI.
– Factores
La rigidez de una placa depende de sus dimensiones y del
material utilizado.
Dimensiones
El momento de inercia I depende de las dimensiones del
implante.
Para una placa, si L es su longitud y e su grosor, I = Le3/12
Como se puede constatar, el grosor de una placa constituye
el factor fundamental de su rigidez ya que es su valor al
cubo lo que interviene: si se dobla el grosor de una placa, se
multiplica por 8 su rigidez. La movilidad en el foco de
fractura disminuye proporcionalmente. Sería preciso
multiplicar el ancho por 8 para obtener el mismo resultado
(Fig. 26). Las estadísticas clínicas confirman estos conceptos
mecánicos. Las placas de osteosíntesis para el fémur
presentan grandes diferencias de rigidez. Las placas AO son
mucho menos tenaces que las placas de Judet y las placas
Maconor 2, que se han inspirado en ellas desde el punto de
vista mecánico. Tras la osteosíntesis inmediata, Taillard [60]
ha observado un 20% de seudoartrosis con las placas AO.
Esta proporción era del 16% para Piganiol [48]. En la misma
época, Lignac y el equipo de R. Judet en Garches [29] sólo
constataron la falta de consolidación aproximadamente en
la mitad de los casos (el 8,5%).
Material utilizado
E representa el módulo de elasticidad o módulo de Young
del material que constituye el implante. Para una aleación
de cobalto y cromo, E es aproximadamente de
22.000 kgf/mm2 (220.000 MPa); para el acero inoxidable
ronda los 20.000 kgf/mm2 (200.000 MPa); en las aleaciones
de titanio es de unos 11.000 kgf/mm2 (110.000 MPa) y el del
carbono-carbono se aproxima a los 4.000 kgf/mm 2
(40.000 MPa). Por último, el E del hueso cortical es, en
promedio, de 2.000 kgf/mm2 (20.000 MPa). Estos conceptos,
un tanto áridos, tienen consecuencias prácticas. En el caso
de una fractura conminuta, para las mismas dimensiones,
una placa de titanio deja que en el foco de fractura persista
una movilidad que es el doble de la obtenida con una placa
de acero o con una aleación de cobalto y cromo. Las placas
de carbono, que no son maleables, nunca han superado la
fase experimental. Con ellas, en las mismas condiciones, la
movilidad residual se multiplicaría por 5. Por consiguiente,
con la utilización de estos implantes, se corre el riesgo de
que la inestabilidad en el foco de fractura sea inaceptable. Si
se tiene siempre presente que con un foco de fractura abierto
la osteosíntesis debe ser necesariamente estable, quienes
utilicen placas de titanio deben recordar que éstas deben
17
E – 14-630
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Aparato locomotor
Figura 27 Los dos tipos de tensiones a la altura de los tornillos.
tener un grosor un 25% superior al de la placa
correspondiente de acero para obtener una estabilidad del
foco de fractura equivalente. En cierta época, era habitual
solicitar implantes con un módulo de elasticidad igual al
del hueso. Con una placa o un clavo de este tipo, la
movilidad de un foco de fractura conminuto sería 10 veces
mayor que con el mismo implante de acero. La inestabilidad
sería enorme y existiría riesgo de seudoartrosis.
Sólo en las fracturas simples se puede, después de atornillar
el foco de fractura, considerar prudentemente la colocación
de implantes cuyo módulo de elasticidad sea inferior al del
acero o implantes con un grosor menor.
Rigidez del montaje
Depende de la rigidez de la placa y también de la calidad y
el rendimiento de la fijación de ésta al hueso, es decir, de los
tornillos entre el hueso y la placa y el hueso y los tornillos.
– Tornillos
El número de tornillos indispensables para fijar una placa al
hueso depende del tamaño y del peso del paciente pero
sobre todo de la localización. Se considera que, como
promedio, se deben abarcar siete corticales a cada lado del
foco de fractura para el fémur y la tibia, seis para el húmero
y cinco para los dos huesos del antebrazo. Para que la
osteosíntesis se mantenga estable durante el período de
consolidación, es preciso que estos tornillos sigan siendo
eficaces. Sin embargo, bajo el efecto de las tensiones que
sufren, los tornillos pueden romperse, desatornillarse o
desprenderse por la destrucción del filete óseo. Si esto
ocurre, la osteosíntesis se hace inestable y no se produce la
consolidación.
Por consiguiente, se deben analizar las tensiones que
soportan los tornillos. El estudio dedicado a esta cuestión
en 1979 [38], tras la tesis de uno de los autores (Cazenave), ha
demostrado que son de dos tipos (Fig. 27):
– tensiones de cizallamiento que tienden a romper el
tornillo a la altura de la unión entre placa y hueso;
– tensiones longitudinales o de tracción-compresión que
tienden a arrancarlo.
Estas tensiones, sean de un tipo u otro, tienen tres orígenes
(Fig. 28):
– el atornillado. Provoca tensiones longitudinales en el
hueso durante el ajuste. Blaimont et al [8] han estudiado bien
estas tensiones, visibles mediante fotoelasticimetría.
Demostraron que un ajuste excesivo de los tornillos produce
modificaciones de la estructura, como aplastamiento óseo o
fisuras, que pueden conllevar la destrucción de su anclaje.
El hueso, que es mucho más elástico que el tornillo, se
comprime como un resorte durante el ajuste. Este resorte
ejerce a continuación una tensión permanente sobre la rosca
del tornillo, que tiende a llevarlo hacia abajo y a aplicar su
18
Figura 28 Origen de las tensiones que soporta el tornillo. 1. Tensiones
debidas a los movimientos; 2. tensiones de atornillado; 3. efecto de resorte.
cabeza contra la placa. Esta última ejerce una fuerza de
retroceso dirigida en sentido inverso. La mayor parte de las
tensiones debidas al atornillado se agotan en el frotamiento
entre la cabeza del tornillo y la placa. Si un ajuste excesivo
produce una necrosis de la zona de apoyo del filete óseo, el
resorte se detiene, las tensiones de ajuste se anulan, el
bloqueo del tornillo se suprime y éste se desatornilla. Las
tensiones de ajuste son las que garantizan el bloqueo del
tornillo;
– los movimientos del miembro. Provocan tensiones de
cizallamiento o bien tensiones longitudinales de traccióncompresión. Estas últimas se suman algebraicamente a las
del ajuste:
– si las tensiones en el hueso, a través del tornillo, se
producen en el mismo sentido que las tensiones de ajuste,
hacen que éstas aumenten. La presión del filete óseo sobre
la rosca del tornillo puede llegar a ser considerable y
producir una necrosis o un aplastamiento óseo. Entonces
el tornillo puede resultar arrancado sin ser desatornillado;
– si las tensiones en el hueso se producen en sentido
inverso, disminuyen las tensiones de ajuste y pueden
anularlas. Entonces el tornillo se desbloquea. Si prosiguen
los movimientos se produce un efecto de remache, es
decir, pequeños movimientos verticales que aplastan el
hueso. Estos movimientos se transforman
automáticamente en rotación en el sentido del
desatornillado. El tornillo se afloja y se hace ineficaz.
Entonces su vecino soporta las tensiones y sufre la misma
suerte, a menos que una escayola o la consolidación
detengan el proceso;
– la compresión del foco de fractura. Produce tensiones de
cizallamiento elevadas y transforma gran parte de las
peligrosas tensiones de tracción-compresión en tensiones de
cizallamiento complementarias. Estas tensiones pueden
dividirse en tres creando rugosidades bajo la placa.
Las mediciones y la fotoelasticimetría (Fig. 29) han
demostrado [67] que los tornillos bajo mayor solicitación son
los que están cerca del foco de fractura. A este nivel, existen
dos pares de fuerzas intensas, sobre todo cuando el foco de
fractura es grande. Cuando el foco de fractura simplemente
resulta impactado, las tensiones de tracción se transforman
parcialmente en tensiones de cizallamiento. Los tornillos de
los extremos de la placa están igualmente bajo solicitación,
debido a la abrupta discontinuidad elástica entre el hueso
sano y el hueso rigidificado por el implante. El
adelgazamiento de los extremos de la placa, es decir, la
creación de una placa de flexibilidad variable, según el
diseño de 1978 [37], disminuye las tensiones de tracción y sus
variaciones en los tornillos de los extremos. Esta mejoría se
puede completar colocando un tornillo corto en el extremo
de la placa (Fig. 30).
Aparato locomotor
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
E – 14-630
Figura 31
Placas
adherentes. A, B. Principio de las placas adherentes. Placa normal
(A). Las tracciones sobre
la placa cizallan los tornillos y los movilizan.
Placa rugosa (B). Los
tornillos apoyan la placa
contra el hueso. El cizallamiento
disminuye
enormemente. C, D.
Neovascularización y
formación de nuevo
hueso entre las rugosidades. Zona mal vascularizada bajo las placas
clásicas (C). Formación
de nuevos vasos y de
hueso nuevo entre las
rugosidades (D).
Figura 29
Tensiones sobre los dos tornillos situados a ambos lados de
un foco de fractura grande. Estudio de fotoelasticimetría. El fragmento superior es empujado en flexión hacia detrás (hacia la punta del tornillo). Las
tensiones son visibles en forma de franjas de color rojo, naranja y verde. Las
tensiones son tanto más elevadas cuanto más numerosas sean estas franjas.
En este caso, las tensiones se localizan (en forma de orejas) en los tornillos situados a ambos lados del foco de fractura. Los siguientes tornillos sólo sufren
tensiones mínimas.
Figura 30 Tensiones en el extremo de la placa. La brusca ruptura de la
elasticidad en el extremo de la placa se atenúa por el adelgazamiento de la extremidad de la placa y por la colocación de un tornillo corto. Esta asociación
minimiza el riesgo de fractura en la zona en caso de caída. Se observan las
tensiones en las múltiples franjas coloreadas que se concentran alrededor del
tornillo corto y en la parte superior de los dos tornillos próximos.
Un estudio teórico de las tensiones de tracción-compresión
que soportan los tornillos de fijación de una placa [3, 37] ha
demostrado que existen dos grupos de pares de fuerza:
– el primero, de intensidad media, concierne a los tornillos
de los extremos de las placas clásicas, tanto si el hueso está
fracturado como consolidado. Desaparece en las placas de
flexibilidad variable;
– el segundo grupo de pares, muy intensos, se sitúa en los
tornillos cercanos al foco de fractura cuando el foco de
fractura es grande. Es independiente de la forma de la placa
y desaparece cuando el hueso se ha consolidado.
Desafortunadamente, las placas con flexibilidad variable no
se han podido comercializar debido a su coste.
Por tanto, el desatornillado de los tornillos de fijación de la
placa por el influjo de las tensiones es la causa principal de
fracaso.
– Contacto hueso-placa
Buscando un medio para minimizar los riesgos de
desatornillado, es decir, las tensiones de cizallamiento, se
llega en 1977 al principio de las placas adherentes [36]. Es un
procedimiento simple para reducir estas tensiones que
soportan los tornillos. Para ello, basta con crear rugosidades
en la cara de la placa que está en contacto con el hueso. El
coeficiente de fricción entre una placa normal y el hueso es
bajo. Con la acción de los movimientos del miembro, la
placa tiene la tendencia a deslizarse y a cizallar los tornillos.
Por el contrario, una placa cuya cara ósea sea rugosa tiene
un coeficiente de fricción con el hueso muy elevado
(Fig. 31). Los tornillos sirven entonces fundamentalmente
para aplicar la placa contra el hueso. Los movimientos
transmitidos a la placa por un fragmento óseo se transmiten
al otro fragmento, no sólo por los tornillos sino también por
toda la placa. Un estudio experimental mediante
fotoelasticimetría ha confirmado que las tensiones de
cizallamiento que soportan los tornillos se dividen por tres,
en promedio, lo que disminuye el riesgo de movilización de
los tornillos. Los experimentos en animales que realizaron
Comtet, Moyen et al [14], y luego la práctica clínica, han
demostrado que este principio, nacido de un concepto
mecánico, era aún más interesante desde el punto de vista
biológico. Las rugosidades evitan la desvascularización que
se produce en las placas clásicas. Por otra parte, conllevan
la formación, entre las puntas o las prominencias, de un
nuevo hueso hipervascularizado. Este concepto ha sido la
base de los implantes Maconor 2 y Epiunion, y fue retomado
después por los suizos con el nombre de placas de contacto
limitado (LC).
– Contacto placa-tornillo
Más recientemente, P. Surer puso a punto un excelente
principio de bloqueo de las cabezas de los tornillos en la
placa, lo que evitaba definitivamente cualquier riesgo de
destornillamiento: se trata de un sistema de implantes
ortopédicos. Esta técnica, ideal para asociar a las
rugosidades bajo el implante por las razones vasculares
19
E – 14-630
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
Aparato locomotor
Figura 33 Estudio fotoelasticimétrico de la compresión. La compresión
es asimétrica. Las tensiones son muy elevadas a la altura del foco de fractura
bajo la placa y nulas en el lado opuesto. Se puede reducir este fenómeno curvando la placa. El tornillo del tensor sufre enormes tensiones.
Figura 34
Figura 32
Fragilidad de las placas con agujeros alternos. Durante la
inclinación lateral de un foco de fractura grande, las tensiones se localizan en
la placa a la altura del foco de fractura pero sobre todo en la pequeña porción
de placa que separa los agujeros del borde de la placa. Ahí se concentran excesivamente las tensiones, lo que favorece la corrosión, las fisuras y la ruptura del implante. Se debe evitar esta disposición de los agujeros.
Agujero sin tornillo a la altura del foco de fractura.
Las tensiones se concentran en esta zona. El
riesgo de ruptura rápida
de la placa es elevado.
indicadas, garantiza el mantenimiento de la estabilidad que
se escogió inicialmente para el montaje. Ya existen muchas
variantes de este principio de bloqueo.
¶ Propiedades mecánicas de la placa en función
de su forma
Realizando copias de las diferentes placas y estudiándolas
mediante fotoelasticimetría, es posible determinar las
tensiones que sufren en diferentes circunstancias. En 1976,
R. Zimmermann [67] hizo una tesis sobre este tema en la que
demostró:
– la fragilización de las placas con agujeros desalineados,
debida a la concentración de tensiones que provoca la
desalineación lateral de los agujeros durante ciertos
movimientos (Fig. 32). La distribución de los agujeros en el
eje de la placa es mejor desde el punto de vista mecánico;
– la necesidad de una curvatura transversal de la placa
adaptada a la convexidad del hueso. Este punto es
especialmente importante en el fémur, cuya diáfisis es muy
convexa. Una placa plana colocada sobre ella no se apoya
sobre una línea axial y se muestra fácilmente inestable en
rotación.
Por otra parte, esta experiencia ilustra conceptos conocidos:
– la descarga de las tensiones sobre el implante, lo que
produce la adjunción de una segunda placa;
– el carácter asimétrico de la compresión [22] que provoca
tensiones muy intensas en el hueso situado bajo el implante.
El tornillo del tensor de la placa sufre enormes tensiones
que lo fragilizan. Es preferible desecharlo tras su uso (Fig.
33);
– la concentración de las tensiones en los tornillos próximos
al foco de fractura y en la parte central de la placa cuando
el foco de fractura es ancho (Fig. 29);
– el peligro que representa un agujero sin tornillo en un
foco de fractura grande. Las tensiones convergen a su nivel,
provocan rápidamente la corrosión bajo tensión, fisuras y la
ruptura del implante (Fig. 34).
20
¶ Placas colocadas a cielo semicerrado
Las largas placas que hacen puente sobre focos conminutos
que recomienda R. Judet y que la AO retomó recientemente
con mejoras, no estabilizan perfectamente el foco de fractura
debido a la larga porción sin tornillos. No obstante, dan
buenos resultados ya que su colocación respeta los músculos
y la gran parte del periostio en la zona conminuta. Estas
condiciones se asemejan a las del foco cerrado. En este caso,
la fijación elástica ligeramente inestable que producen es
favorable.
Para la reducción, es necesario utilizar un distractor o una
mesa ortopédica. Esta técnica, perfectamente justificada en
las fracturas conminutas, puede ser discutible en las
fracturas simples. La reducción suele ser imperfecta y
algunos resultados que se presentan como casos modelo son
sin duda callos ligeramente viciosos que probablemente
tengan una repercusión a largo plazo.
OSTOSÍNTESIS CON CLAVO
La observación del clavo del carpintero permitió que
Kuntscher planteara el principio del enclavamiento sólido
intramedular mediante el empleo de clavos especiales con
ranuras en forma de hoja de trébol y elásticos en el sentido
del diámetro.
Aparato locomotor
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
F
D
A
X
X = DxA
Y
F
E – 14-630
todo cuando se trata de clavos macizos, de pequeño calibre,
bloqueados y colocados sin mandrilado. Entonces, todas las
tensiones pasan al clavo y a los tornillos de bloqueo. En este
caso, según las series, los tornillos de bloqueo se rompen en
un porcentaje que oscila entre el 9% con los clavos de
Russel-Taylor y el 41% con los clavos AO [21]. Del 2 al 5% de
los clavos se rompen. En uno de cada dos casos, es necesaria
la reintervención si se producen estas complicaciones
mecánicas.
D
2
OSTEOSÍNTESIS MEDIANTE FIJADOR EXTERNO
A
Y = DxA
2
Figura 35
Ventaja de la posición del clavo. Por su posición en el eje
neutro, el clavo reduce a la mitad la posibilidad de movimiento angular.
Desde hace tiempo se sabe que el apoyo se hace sólo en tres
o cuatro puntos, pese al mandrilado. Por su situación en la
línea neutra, el clavo sólo permite la mitad de movimientos
angulares del foco de fractura que un implante idéntico que
haya sido atornillado a la superficie del hueso como una
placa (Fig. 35). Como en las placas, se obtiene la estabilidad
del foco de fractura aumentando la rigidez del implante y
la del montaje.
¶ Rigidez del clavo
La rigidez del clavo oscila en proporciones considerables
según la presencia o la ausencia de hendidura. Los
experimentos muestran que la rigidez de torsión es 20 veces
mayor cuando el clavo no está hendido, mientras que la
rigidez de flexión es comparable. Si D es el diámetro exterior
y d el diámetro interior del clavo:
I = (D4 - d4) / 64.
El clavo es tanto más tenaz cuanto mayor sea su diámetro
exterior y menor sea su diámetro interior. Esta fórmula sólo
es válida para un clavo no hendido.
¶ Rigidez del montaje
La rigidez de un clavo no se debe considerar salvo si está
perfectamente fijado a los fragmentos óseos. Dos técnicas
pueden mejorar esta fijación del clavo al hueso: el
mandrilado y el bloqueo. Sin mandrilado y sin bloqueo, un
clavo de alineamiento no estabiliza la fractura en rotación.
La serie multicéntrica de Benoit et al [4] presentaba un 29%
de seudoartrosis con esta técnica, realizada a cielo abierto,
en el fémur. Con mandrilado y siempre a cielo abierto, el
porcentaje de fracaso caía al 5,5%. Sin pasar por alto el papel
biológico de los restos óseos producidos por el mandrilado,
es cierto que éste actúa esencialmente estabilizando gran
parte de las fracturas diafisarias. No se pone en duda la
necesidad de estabilización de un foco de fractura abierto.
La técnica de enclavado bloqueado ha mejorado aún más la
estabilización y, en consecuencia, los resultados. La serie de
Wiss y Stetson (Los Ángeles), publicada en 1995 [62], indicaba
un 2% de seudoartrosis en el enclavado de la tibia con foco
de fractura cerrado mediante mandrilado y bloqueo. Este
porcentaje pasaba al 15% si la fractura era abierta pero por
razones que no eran mecánicas. El bloqueo estabiliza el foco
de fractura, una parte importante de las tensiones pasan por
medio de él al clavo y a los tornillos de bloqueo. En
compensación, el clavo y los tornillos están expuestos a
rupturas por fatiga, ya que las tensiones que soportan son
superiores al límite de fatiga de la aleación con la que están
confeccionados. Estas complicaciones son frecuentes sobre
Las indicaciones de la fijación externa se refieren
esencialmente a las fracturas abiertas y el cirujano debe
procurar la obtención de la estabilidad del foco de fractura.
¶ Fijador simple unilateral
En 1980, los autores de este artículo cifraron
experimentalmente la influencia mecánica de diferentes
parámetros de la fijación externa, como el diámetro de las
clavijas, su separación, su posición en relación con la piel,
etc. [41]. Los resultados de este trabajo han sido retomados y
confirmados por otras publicaciones, convirtiéndose en
«clásicos». Los lectores interesados encontrarán estos
resultados en el artículo de Lortat-Jacob [30]. En resumen,
para estabilizar el foco de fractura se deben elegir clavijas
de gran diámetro, separadas al máximo. El mecanismo debe
colocarse lo más cerca posible de la piel. La estabilidad
aumenta cuatro veces pasando de 5 a 2 cm de la superficie
ósea, y siete veces pasando de 5 a 1 cm (Fig. 36).
¶ Montajes que asocian varios fijadores
En una fractura transversal simple, la mayoría de las
tensiones pasan al hueso debido al contacto de las corticales.
Las tensiones en las clavijas pueden reducirse un 97%.
Entonces, es suficiente con un montaje simple para obtener
la estabilidad indispensable. El fijador sirve esencialmente
para proteger el foco de fractura reducido de las tensiones
exteriores.
Por el contrario, en una fractura conminuta con pérdida de
sustancia ósea, todas las tensiones pasan por el fijador.
Aunque es imposible obtener una estabilidad absoluta, se
debe intentar por todos los medios limitar la inestabilidad
aumentando al máximo la rigidez del montaje [43].
En los últimos 20 años, se han publicado muchos estudios
mecánicos en los que se comparaban los fijadores y los
montajes de fijadores [40]. No se consideran en su totalidad
en este artículo y, por ello, se remite a los lectores
interesados al volumen n.º 58 de los cuadernos de formación
de la Sofcot, «Fijación externa del esqueleto» [41].
Conclusión
El hueso es un material compuesto vivo y heterogéneo, anisótropo
y viscoelástico, mucho más complejo que los materiales con los que
suelen trabajar los ingenieros.
Teniendo en cuenta sus propiedades mecánicas y la biomecánica de
la consolidación, se pueden considerar algunas reglas
fundamentales: la osteosíntesis es estática cuando su rigidez no
varía durante todo el período de consolidación. Por el contrario,
esta rigidez se puede modificar voluntariamente durante el
tratamiento. Es el nuevo concepto de fijación dinámica; en caso de
un foco de fractura cerrado (tratamiento ortopédico u
osteosíntesis), la fijación de la fractura puede dejar que persista
una inestabilidad muy leve del foco de fractura para estimular el
21
Biomecánica del hueso. Aplicación al tratamiento de las fracturas
E – 14-630
L
A
Aparato locomotor
C
d
O
F
1
F= 3
PL3
EI
A
I ~ 0,05d4
P
B
B
5 cm
2 cm
x1
x4
1 cm
x7
C
Figura 36 Biomecánica de la fijación externa unilateral. El diámetro de
la clavija desempeña un papel esencial, así como la distancia hueso-fijador
que interviene en la ecuación con su valor al cubo. Partiendo de la rigidez de
referencia de un fijador colocado a 5 cm del hueso, se multiplica esta rigidez
por 4 al aproximarlo a 2 cm y por 7 al ponerlo a 1 cm. Las clavijas deben estar
espaciadas al máximo en cada fragmento. En la colocación de las tres clavijas
(A, B, C) de la figura C, la mejor disposición es la que se representa en C.
callo perióstico. La formación del callo estabiliza el foco de fractura,
lo que permite que se complete la consolidación; por el contrario,
en el caso de un foco de fractura abierto, la osteosíntesis mediante
placa, que es necesariamente estática, tiene que ser estable.
El concepto de fijación dinámica puede aplicarse en las
osteosíntesis mediante clavos o fijadores externos. La rigidez de
estas osteosíntesis puede modificarse con el tiempo para favorecer
la formación del callo o para reforzarlo. Para favorecer la formación
del callo, es necesario hacer una fijación ligeramente inestable
durante 5 o 6 semanas y posteriormente se debe volver a la
estabilidad total. Para reforzar el callo, es precisa la
desrigidificación progresiva del medio de fijación para que el callo
esté sometido al aumento progresivo de las tensiones y, de esta
manera, se minimice el riesgo de fractura recidivante.
Estos conceptos son el resultado de observaciones clínicas. Todavía
no se conocen los mecanismos celulares y moleculares por los que
actúan estos factores mecánicos. Se ha apelado a la participación de
posibles mecanorreceptores de la membrana celular. Los factores
mecánicos probablemente actúan produciendo una señal eléctrica
que conlleva la producción de factores osteoinductores.
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