Análisis experimental de la influencia de la velocidad de aplicación de la carga, en los ensayos estáticos, y de la magnitud de la carga máxina, en los dinámicos, en el comportamiento in vitro de los tornillos interferenciales y de un nuevo dispositivo expansor radial para la fijación ósea de injertos de LCA de la rodilla

UNIVERSIDAD DE LAS PALMAS DE GRAN CANARIA DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA MECÁNICA TESIS DOCTORAL ANÁLISIS EXPERIMENTAL DE LA INFLUENCIA DE LA VELOCIDAD DE APLICACIÓN DE LA CARGA, EN LOS ENSAYOS ESTÁTICOS, Y DE LA MAGNITUD DE LA CARGA MÁXIMA, EN LOS DINÁMICOS, EN EL COMPORTAMIENTO “IN VITRO” DE LOS TORNILLOS INTERFERENCIALES Y DE UN NUEVO DISPOSITIVO EXPANSOR RADIAL PARA LA FIJACIÓN ÓSEA DE INJERTOS DE LCA DE LA RODILLA. Autor: Juan Francisco Cárdenes Martín LAS PALMAS DE GRAN CANARIA, ABRIL 2010 UNIVERSIDAD DE LAS PALMAS DE GRAN CANARIA DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA MECÁNICA Programa de doctorado: Tecnología Industrial. (Bienio 2005-2007) TESIS DOCTORAL ANÁLISIS EXPERIMENTAL DE LA INFLUENCIA DE LA VELOCIDAD DE APLICACIÓN DE LA CARGA, EN LOS ENSAYOS ESTÁTICOS, Y DE LA MAGNITUD DE LA CARGA MÁXIMA, EN LOS DINÁMICOS, EN EL COMPORTAMIENTO “IN VITRO” DE LOS TORNILLOS INTERFERENCIALES Y DE UN NUEVO DISPOSITIVO EXPANSOR RADIAL PARA LA FIJACIÓN ÓSEA DE INJERTOS DE LCA DE LA RODILLA. Memoria presentada, en cumplimiento de los requisitos para optar al grado de DOCTOR, por el Ingeniero Industrial D. Juan Francisco Cárdenes Martín DIRECTORES DE TESIS: Dr. José Antonio Carta González Dr. Oscar Martel Fuentes Autor: Juan Francisco Cárdenes Martín Las Palmas de Gran Canaria a 26 de abril de 2010 Agradecimientos. Durante la elaboración de esta tesis doctoral, he contado con la ayuda y los buenos consejos de muchas personas a la que quiero mostrar mi agradecimiento, fundamentalmente a mis tutores, José Antonio Carta y Oscar Martel, a mis compañeros del Departamento de Ingeniería Mecánica y a mi familia. INDICE. Cáp. 1.- Introducción......................................................................................... 1 1.1.- Conceptos básicos. .................................................................................... 1 1.2.- Objetivos..................................................................................................... 5 Cáp. 2.- Biomecánica de la rodilla................................................................... 7 2.1.- Conceptos básicos de la rodilla............................................................... 7 2.2.- Breve anatomía de la rodilla.................................................................... 8 2.2.1.- Estructuras óseas. ...................................................................... 8 2.2.2.- Estructuras extraarticulares ........................................................ 11 2.2.3.- Estructuras intraarticulares ......................................................... 14 2.3. – Movimiento de la rodilla ............................................................................ 15 2.4. – Tarea ejercida por los ligamentos en el movimiento de la rodilla ............ 19 2.5.- Biomecánica del LCA ................................................................................. 22 Cáp. 3.- Reparación del LCA ........................................................................... 29 3.1.- Historia de la cirugía de la rotura del LCA ................................................. 29 3.2.- Propiedades de los ligamentos .................................................................. 36 3.3.- Mecanismo de la rotura del LCA ................................................................ 38 3.4.- Reparación del LCA ................................................................................... 42 3.5.- Recomendación de tratamiento quirúrgico ................................................ 43 3.6.- Aloinjertos .................................................................................................. 45 3.7.- Autoinjertos ............................................................................................... 47 3.8.- Comparación de los tipos de injertos ...................................................... 50 3.9.- Ventajas e inconvenientes entre los diferentes tipos de injertos ............. 54 3.10.- Técnicas quirúrgicas de sustitución de LCA .......................................... 55 3.11.- Descripción del tratamiento quirúrgico ................................................... 57 3.11.1.- Preparación, posicionamiento y exploración bajo anestesia del paciente ......................................................................................... 58 3.11.2.- Valoración artroscópica .......................................................... 60 3.11.3.- Extracción de la plastia .......................................................... 62 3.11.4.- Preparación de la plastia ........................................................ 66 3.11.5.- Eliminación del LCA roto ........................................................ 69 3.11.6.- Realización de los túneles femoral y tibial ............................. 71 3.11.7.- Introducción de los injertos en los túneles ............................. 75 3.11.8.- Fijación de la plastia ............................................................... 76 3.11.9.- Cuidados finales ..................................................................... 78 3.11.10.- Cicatrización de la plastia .................................................... 79 3.11.11.- Cuidados postoperatorios .................................................... 80 Cáp. 4.- Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA ................... 85 4.1.- Introducción .............................................................................................. 85 4.2.- Biomateriales implantables utilizados en la fijación de la plastia ............ 88 4.2.1.- Biomateriales metálicos ............................................................ 91 4.2.2.- Biomateriales poliméricos biostables ....................................... 96 4.2.3.- Biomateriales poliméricos biodegradables ............................... 100 4.2.4.- Biomateriales cerámicos ........................................................... 103 4.3.- Sistemas de fijación del LCA existentes .................................................... 103 4.3.1.- Tornillo interferencial .................................................................. 104 4.3.2.- Arandela dentada ....................................................................... 109 4.3.3.- Grapas ........................................................................................ 110 4.3.4.- Suturas atadas a un poste ......................................................... 112 4.3.5.- Broche y Anclaje óseo ............................................................... 113 4.3.6.- Tornillo transversal ..................................................................... 115 4.3.7.- Tornillo expansivo ...................................................................... 116 4.3.8.- Análisis critico de los sistemas de fijación ................................. 120 4.3.9.- Fijaciones anatómicas frente a las no anatómicas .................... 123 4.3.10.- Análisis de las fijaciones anatómicas ....................................... 124 Cáp. 5.- Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA .......................... 127 5.1.- Introducción ................................................................................................ 127 5.2.- Descripción del anterior mecanismo y sus modificaciones ....................... 128 5.2.1.- Dispositivo con clavo interior expansor ...................................... 129 5.2.2.- Dispositivo con tornillo interior expansor de cabeza roscada .... 133 5.2.3.- Dispositivo con tornillo interior expansor totalmente roscado .... 135 5.3.- Descripción del nuevo mecanismo ............................................................ 137 5.3.1.- Primer prototipo .......................................................................... 137 5.3.2.- Segundo prototipo. Prototipo final .............................................. 145 Cáp. 6.- Materiales y métodos ......................................................................... 149 6.1.- Introducción ................................................................................................ 149 6.2.- Estudio de los factores de ensayo ............................................................. 150 6.2.1. Tipos de Ensayo .......................................................................... 150 6.2.2.- Velocidad del ensayo .................................................................. 151 6.2.3.- Definición de los parámetros ...................................................... 153 6.2.4.- Tipos de tejidos a ensayar .......................................................... 156 6.2.5.- Zonas a ensayar ......................................................................... 159 6.2.6.- Dirección del vector de carga ..................................................... 161 6.2.7.- Pretensión del injerto .................................................................. 163 6.2.8.- Número de ensayos..................................................................... 165 6.2.9.- Sistemas de fijación utilizados..................................................... 166 6.3.- Aparatos de ensayo..................................................................................... 167 6.3.1.- Máquina universal de ensayos ................................................... 167 6.3.1.1.- Introducción ................................................................ 167 6.3.1.2.- Parte de motorización ................................................. 168 6.3.1.3.- Software. Control, mediada y registro de datos ......... 180 6.3.1.3.1.- Configuración .............................................. 184 6.3.1.3.2.- Control de acceso ....................................... 186 6.3.1.3.3.- Control de ensayos...................................... 186 6.3.2.- Cortadora metalográfica ............................................................. 188 6.4.- Protocolo de los ensayos ........................................................................... 189 6.4.1.- Introducción ................................................................................ 189 6.4.2.- Protocolo de los ensayos tipo A de tracción (pull-out), en hueso a diferentes velocidades. ............................................................ 191 6.4.3.- Protocolo de los ensayos tipo B de tracción (pull-out), en bloques de poliuretano .......................................................................... 194 6.4.4.- Protocolo de los ensayos tipo C de dureza Brinell .................... 199 6.4.5.- Protocolo de los ensayos tipo D cíclicos (cyclic-load) ............... 204 6.4.6.- Tejidos utilizados ........................................................................ 206 6.4.7.- Preparación de los especimenes a ensayar .............................. 209 6.4.8.- Variables de ensayo ................................................................... 214 6.4.8.1.- Grado de expansión del nuevo mecanismo .............. 214 6.4.8.2.- Diámetro del túnel óseo y del tendón ........................ 215 6.4.8.3.- Variables combinadas ............................................... 216 6.4.8.4.- Colocación del espécimen en la máquina de ensayos .................................................................................... 218 6.4.8.5.- Realización del ensayo .............................................. 219 6.4.9.- Datos registrados ....................................................................... 220 6.4.9.1.- Datos registrados en los ensayos tipo A de tracción (pull-out), a diferentes velocidades en hueso ......................... 220 6.4.9.2.- Datos registrados en los ensayos tipo B de tracción (pull-out), en bloque de poliuretano ......................................... 221 6.4.9.3.- Datos registrados en los ensayos tipo C de dureza Brinell ....................................................................................... 221 6.4.9.4.- Datos registrados en los ensayos tipo D cíclicos (cyclic-load) .............................................................................. 222 6.5.- Análisis estadístico ....................................................................... 222 Cáp. 7.- Resultados obtenidos ........................................................................ 225 7.1. - Ensayos tipo A de tracción (pull-out), a diferentes velocidades con tornillo interferencial y expansión en hueso ....................................................... 225 7.1.1.- Ensayos tipo A de tracción (pull-out), a diferentes velocidades con tornillo interferencial......................................................................... 226 7.1.2.- Ensayos tipo A de tracción (pull-out), a diferentes velocidades con tornillo de expansión ....................................................................... 238 7.1.3.- Composición de todas las curvas .............................................. 249 7.1.4.- Comparación para cada velocidad entre expansión e interferencial .......................................................................................... 250 7.1.5.- Análisis de varianza (ANOVA) con medidas repetidas (MR). Procedimiento MLG. Modelo Lineal General de Medidas Repetidas en ensayos de pull-out a diferentes velocidades .................................. 257 7.1.6.- Calculo de la rigidez ................................................................... 263 7.1.7.- Relación entre el par de apriete y la carga máxima de extracción ............................................................................................... 266 7.2. – Ensayos tipo B de tracción (pull-out), con tornillo interferencial y de expansión en bloques de poliuretano ................................................................. 273 7.2.1.- Ensayos de tracción (pull-out), con tornillo interferencial en bloque de poliuretano 30/40 .................................................................. 274 7.2.2.- Comparación de datos entre bloque de poliuretano 30/40 y hueso de porcino con tornillo interferencial ........................................... 276 7.2.3.- Ensayos de tracción (pull-out), con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 30/40 .................................................................. 279 7.2.4.- Comparación de datos entre bloque de poliuretano 30/40 y hueso de porcino con tornillo de expansión .......................................... 281 7.2.5.- Comparación de datos en bloque de poliuretano 30/40 con tornillo interferencial y de expansión ..................................................... 284 7.2.6.- Ensayos de tracción (pull-out) con tornillo interferencial en bloque de poliuretano 20/40 .................................................................. 285 7.2.7.- Ensayos de tracción (pull-out) con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 20/40 .................................................................. 287 7.2.8.- Comparación de datos entre bloque de poliuretano 20/40 y hueso de porcino con tornillo de expansión .......................................... 288 Introducción. 5 1.2.- Objetivos. - El primer objetivo de este trabajo ha consistido en rediseñar un nuevo sistema de fijación del injerto de LCA, basado en la expansión radial, partiendo del desarrollado en una tesis doctoral de nuestro departamento de Ingeniería Mecánica de la ULPGC (Martel O, 2003). - El segundo objetivo es validar experimentalmente este dispositivo mediante ensayos en diferentes medios, como hueso de porcino o bloques de poliuretano de diferentes densidades, comparando los resultados obtenidos con el dispositivo más utilizado en la actualidad cuyo principio de funcionamiento conlleva la acción interferencial. Este segundo objetivo queda perfectamente configurado en el apartado de Materiales y Métodos en el definimos sus requisitos. En efecto, el presente estudio evalúa la capacidad de fijación de un nuevo sistema basado en la expansión radial, teniendo como objetivo el cumplimiento de las características mencionadas en el aparatado anterior. El Departamento de Ingeniería Mecánica (D.I.M.) de la Universidad de Las Palmas de Gran Canaria (U.L.P.G.C.) lleva intentando desarrollar un sistema de fijación basado en la expansión radial. El principio de funcionamiento de la expansión radial, consiste en la compresión entre el injerto y el túnel óseo, esta compresión genera unas fuerzas de rozamiento que son las responsables de fijarlo a su inserción ósea, a este sistema de fijación le hemos llamado por sencillez “tornillo de expansión”. Fruto de ese empeño ya se ha desarrollado una tesis doctoral sobre este mecanismo (Martel O, 2003), en este trabajo, la idea original se ha rediseñado, en aras de conseguir optimizar los resultados que se plantearon, obteniéndose un dispositivo que supera con creces los resultados obtenidos con los primeros diseños. El mecanismo es válido tanto para la fijación tibial como para la femoral, y se introduce a través de los Introducción. 6 túneles óseos con lo que no hacen falta más incisiones que las estrictamente necesarias para practicar los túneles. Este nuevo tornillo de expansión, ha sido fabricado, y con el hemos realizado diferentes ensayos de tracción (pull-out) con diferentes velocidades y materiales (huesos de porcino y bloques de poliuretano con diferentes densidades), los resultados obtenidos se han comparado con el tornillo interferencial; así mismo para completar el trabajo, se ha realizado un estudio del comportamiento del mismo con cargas dinámicas comparando los resultados como en el caso anterior con el dispositivo interferencial. 7 CAPÍTULO 2 Biomecánica de la rodilla. 2.1.- Conceptos básicos de la rodilla. Precisamos de un amplio conocimiento de la rodilla en nuestro estudio, pues vamos a diseñar un dispositivo de fijación para un injerto del LCA, que se alojara en el interior de esta articulación. La rodilla es esencialmente una articulación en bisagra donde la punta del fémur (hueso del muslo) se une con la parte superior de la tibia. En esencia, la rodilla trabaja comprimida por el peso que aguanta y soporta una gran cantidad de presión en las actividades cotidianas, como levantar objetos y arrodillarse, y en otras actividades de gran impacto como correr y hacer ejercicios aeróbicos y anaeróbicos. La articulación de la rodilla es una trocleartrosis que une el fémur a la tibia y la rótula, de modo que por su especial construcción reviste una importancia medular en el proceso de marcha, carrera y salto, a la vez que le corresponde una función estática de primer orden. En el presente trabajo se revisan los aspectos de la mecánica articular, pues la rodilla es uno de los Biomecánica de la rodilla. 8 elementos más complejos del cuerpo humano, debido a su diseño, y su articulación está dotada de un principal grado de libertad de movimiento: la flexión-extensión, aunque de manera accesoria posee un segundo grado de libertad: la rotación sobre el eje longitudinal de la pierna, que solo aparece cuando la rodilla ha sido flexionada. Su mecánica articular resulta muy compleja, pues por un lado ha de poseer una gran estabilidad en extensión completa para soportar el peso corporal sobre un área relativamente pequeña; pero al mismo tiempo debe estar dotada de la movilidad necesaria para la marcha y la carrera y para orientar eficazmente al pie en relación con las irregularidades del terreno (Redfern Ms. et al., 2001. Nordin M. et al., 2002). 2.2.- Breve anatomía de la rodilla. La articulación de la rodilla es la más voluminosa del organismo. Constituye una articulación de suma importancia para la marcha y la carrera, que soporta todo el peso del cuerpo en el despegue y la recepción de saltos (Latarjet et al., 2001; Kuitinem et al., 2002). Esta formada por tres grandes grupos de elementos, a saber: 1) estructuras óseas; 2) estructuras extraarticulares; y 3) estructuras intraarticulares. A continuación, pasamos a describir cada uno de ellos. 2.2.1.- Estructuras óseas. En la rodilla se unen tres huesos: • Fémur - hueso del muslo o hueso de la parte superior de la pierna. Biomecánica de la Rodilla. 9 • Tibia - hueso de la espinilla o hueso más grande de la parte inferior de la pierna. • Rótula - hueso plano situado delante de la articulación de la rodilla. Los extremos de los huesos están cubiertos por una capa de cartílago que amortigua los golpes y protege la rodilla. Básicamente, la rodilla es la confluencia de dos huesos largos de la pierna unidos por músculos, ligamentos y tendones. Como vemos, la rodilla articula a la tibia y el fémur, pero más exactamente las partes óseas intervinientes son tres: los cóndilos femorales dístales, los platillos o cóndilos tibiales proximales y la rótula. El fémur en su extremo inferior se ensancha simultáneamente en sentido transversal y anteroposterior y se curva de delante atrás, de modo que el eje longidutinal del cuerpo del hueso, prolongado hacia abajo, forma dos partes muy desiguales siendo la posterior mucho más grande que la anterior. Visto por delante, el extremo inferior del fémur muestra una superficie articular en forma de polea, llamada tróclea femoral. Está formada por dos caras laterales que se inclinan una hacia la otra formando la garganta de la tróclea. En la parte inferior del hueso, la garganta de la tróclea es remplazada por una amplia escotadura que divide el fémur en dos porciones laterales llamadas cóndilos. Por esta razón la escotadura se denomina fosa intercondilínea. Los dos cóndilos se denominan interno y externo; el cóndilo interno es más pequeño que el externo. Este último presenta en su parte superior una fuerte elevación conocida como tuberosidad externa para la inserción del ligamento lateral externo. Inmediatamente por detrás de esta tuberosidad se observan dos excavaciones, la superior para la inserción del gemelo externo y la inferior para la inserción del poplíteo. Biomecánica de la rodilla. 10 Además, aunque no se localice directamente en la articulación, también se encuentra el peroné, de donde parten estructuras tendinosas y ligamentarías importantes para el funcionamiento de la rodilla. Las superficies articulares de la rodilla no son congruentes, es decir, del lado interno, el fémur se encuentra con la tibia como una rueda sobre una superficie plana, mientras que del lado externo, es como una rueda sobre una cúpula. Sólo los ligamentos, actuando junto con otras estructuras de las partes blandas, brindan a la rodilla la estabilidad necesaria. En la figura 2.1., se observan los componentes óseos junto con otros que más adelante se describen. La rodilla humana está construida normalmente con un cierto grado de valguismo, lo que significa que, estando extendido el miembro inferior, los ejes del fémur y de la tibia no se continúan en línea recta, sino que forman un ángulo obtuso abierto hacia afuera (ángulo femorotibial). (Latarjet et al., 2001; Prives et al., 1989; Guiraldes et al., 2003). Este ángulo de divergencia de los 2 huesos que constituyen la articulación mide, como término medio, de 170 a 177º. Conviene distinguir desde el punto de vista de construcción de la rodilla humana, el eje anatómico o diafisario del fémur (línea que une el centro de la escotadura intercondílea con el vértice del trocánter mayor) del llamado eje mecánico o dinámico de este, que es la línea que une el centro de la cabeza femoral con el centro anatómico de la rodilla y el centro de la articulación tibiotarsiana; este último eje representa la línea de apoyo o gravedad de toda la extremidad inferior. En los individuos normales, el eje mecánico o dinámico pasa por el centro de la articulación, o bien un poco por dentro (cóndilo interno), o un poco por fuera (cóndilo externo). No sucede lo mismo en las desviaciones patológicas conocidas como genu valgum y genu varum. En estos casos, la línea pasa completamente por fuera (genu valgum) o por dentro de la rodilla (genu varum). Biomecánica de la Rodilla. 11 Fig.2.1. Vista lateral. De University Healy Care. The University of Utah Health Sciences Center. Utah. 2007 2.2.2.- Estructuras extraarticulares. Se componen básicamente de estructuras tendinosas por un lado y ligamentosas por otro. Recordemos que los tendones unen un músculo a un hueso, mientras que los ligamentos conectan huesos entre si. Entre las estructuras ligamentosas tenemos la cápsula articular, los ligamentos colaterales y otros como el ligamento poplíteo arqueado, el ligamento de la cabeza del peroné y el ligamento poplíteo oblicuo que refuerza la cápsula por su parte posterior (Ver figura 2.2.). La cápsula es una estructura fibrosa que recubre completamente la articulación, en particular sobre su cara posterior. Por su cara interna la cápsula está revestida por la membrana sinovial. Los ligamentos colaterales son dos, el interno o medial (LCI) y el externo (LCE), también llamado lateral o peroneo. Biomecánica de la rodilla. 12 Fig.2. 2. Vista posterior de la cápsula articular. (Rodilla derecha). De SOBOTTA, Atlas der Anatomie des Menschen, 19th edition 1988, edited by Staubesand. © Urban & Schwarzenberg München © para la 19ª edición española: Editorial Médica Panamericana Buenos Aires / Madrid. Entre las estructuras musculotendinosas que abarca la articulación tenemos principalmente el mecanismo del cuadriceps, la inserción de los gemelos (o gastrocnemios), los grupos musculares interno y externo del hueco poplíteo (corva), el músculo poplíteo y la cintilla o ligamento iliotibial. El mecanismo del cuadriceps incluye el tendón del cuadriceps, la rótula y el ligamento (o tendón, según autores) rotuliano, como se ve en la figura 2.3. Las inserciones de los músculos gastrocnemios y del músculo poplíteo se pueden observar en la figura 2.2. Los grupos musculares que se insertan en la rodilla por su parte interna, es la denominada “pata de ganso“, término con el Biomecánica de la Rodilla. 13 que se designan la inserción conjunta de los músculos sartorio, semitendinoso y recto interno del muslo (gracilis o grácil) a lo largo de la porción proximal de la cara interna de la tibia como se observa en la figura 2.3. A este conjunto de tendones también se le denomina tendones de la corva. Estos elementos son: El músculo vasto interno (figura 2.3), reforzando el ligamento capsular anterior. Los músculos de la pata de ganso, pertenecientes al sistema estabilizador activo de la rodilla. Se constituye de arriba abajo y de delante atrás por el sartorio, el semitendinoso y el recto interno. El ligamento capsular anterior, constituido por un espesor de la cápsula situado por delante del ligamento lateral interno (LLI). Por sí solo no es un elemento importante, pero, se encuentra reforzado por las expansiones del vasto interno y por el ligamento menisco-rotuliano. El tubérculo condíleo interno, es el punto de convergencia de elementos pasivos, como el LLI, y de elementos activos, como el tendón del tercer aductor y la inserción superior del gemelo interno. El ligamento lateral interno LLI. Está formado por dos fascículos claramente diferenciados, uno superficial, de gran resistencia, que se mantiene tenso en extensión de la rodilla, y en flexión se relaja, permitiendo los movimientos rotatorios de la misma, y un fascículo profundo, que en realidad es un engrosamiento de la cápsula. El punto del ángulo posterointerno (PAPI). De esta manera denomina la escuela francesa al ligamento capsular posterior y está formado por dos elementos: Un elemento pasivo: el ligamento oblicuo posterior (LOP) y un elemento activo: los fascículos terminales del semimembranoso. Biomecánica de la rodilla. 14 Fig.2.3. Vista de la articulación de la rodilla. De A.I. KAPANDJI, Fisiología Articular, 5ª Edición 1988: Editorial Médica Panameriacana, S.A. Madrid, España. El semimembranoso. Este músculo termina en cinco fascículos: Fascículo directo, que continúa la dirección del músculo cuando la rodilla está en extensión. Fascículo reflejo, que pasa bajo el ligamento oblicuo posterior y junto con el fascículo directo tensan a dicho ligamento. Fascículo recurrente o ligamento poplíteo oblicuo, que se dirige transversalmente a la fosa condílea externa. Fascículo de la escotadura, que junto con el anterior se encargan de cerrar la dehiscencia capsular intercondílea. 2.2.3.- Estructuras intraarticulares. Las estructuras intraarticulares primordiales (figura 2.4.) son los meniscos interno (medial) y externo (lateral), y los ligamentos cruzados anterior (LCA) y posterior (LCP). Los meniscos actúan como un relleno articular que compensa la grosera incongruencia entre las superficies articulares femoral y tibial. Las funciones que cumplen los meniscos son facilitar la lubricación, la absorción de impactos, la estabilización de la articulación y una función de soporte de carga. Biomecánica de la Rodilla. 21 Además de los ligamentos, determinados músculos contribuyen a la estabilización de la rodilla de forma sinérgica, la sinergia es la integración de sistemas que conforman un nuevo objeto, el cual tiene nuevas propiedades que emergen de la dinámica natural del sistema, de forma que una adecuada preparación muscular puede compensar funcionalmente, hasta cierto punto, una ruptura ligamentosa. A) Rotación Externa B) Rotación Neutra C) Rotación Interna Fig.2.6. Funciones de los ligamentos cruzados y laterales durante la rotación de la tibia sobre el fémur. Refiriéndonos a los ligamentos cruzados, podemos indicar que éstos funcionan como estabilizadores de la rodilla y ejes del movimiento rotatorio, tanto normal como patológico. Limitan el movimiento hacia atrás y hacia delante de la tibia respecto al fémur y ayudan al control de la rotación interna y externa de la tibia sobre el fémur. La rotación externa de la tibia provoca un desenrollamiento de los ligamentos cruzados y la rotación interna induce su enrollamiento. En la figura 2.6., se observan estos efectos. En A se observa como en la rotación externa son, son los ligamentos laterales los que se ponen en tensión e inhiben la rotación excesiva al quedar cruzados en el espacio. En rotación neutra (B), ninguno de los cuatro ligamentos está bajo tensión no habitual. En rotación interna (C), los ligamentos laterales se tornan más Biomecánica de la rodilla. 22 verticales y más laxos, mientras que los ligamentos cruzados se enrollan entre sí y se ponen muy en tensión. 2.5.- Biomecánica del L.C.A. Dado que en nuestro estudio se va evaluar la capacidad de fijación de un dispositivo basado en la expansión radial, que va a fijar un injerto que intentará reproducir las funciones del LCA, parece lógico que hagamos un estudio en profundidad de este ligamento. De los ligamentos existentes en la rodilla, los cruzados son los más importantes, pues proporcionan la mayor estabilidad pasiva en el movimiento anteroposterior. A nivel estructural, el LCA se compone de fibrillas colágenas orientadas en sentido longitudinal que van de 20 a 170 micras de diámetro, dicho diámetro y el área de corte seccional se incrementan de sentido proximal a distal, el área ocupada por colágeno permanece constante a lo largo de su estructura. Los haces de fibras colágenas constituyen unidades subfasciculares rodeados de una delgada banda de tejido conectivo. Varios subfascículos se agrupan juntos para formar los fascículos. (Noyes et al., 2001). El LCA se origina, como hemos indicado, en la región preespinal de la meseta tibial, parcialmente confundido con el extremo anterior del menisco externo, y se inserta en parte posterior de la superficie interna del codillo femoral externo. Tiene forma de reloj de arena debido a que una parte de sus fibras se une al periostio. El LCA, se inserta en la meseta tibial, algo por delante y lateralmente a la espina tibial anterior. Se dirige hacia arriba, atrás y afuera para insertarse en la parte posterior de la superficie interna del cóndilo femoral interno; esta última Biomecánica de la Rodilla. 23 zona es de difícil acceso quirúrgico, y su adecuada identificación representa uno de los principales problemas de la cirugía de reconstrucción de este ligamento. En el LCA se distinguen dos haces (Girgis FG et al., 1975), como se observa en la figura 2.7., uno anteromedial AM, que permanece tenso tanto en flexión como en extensión, y otro posterolateral PL, más grueso, que sólo se tensa en extensión. (Ver figura 2.8.). Fig.2.7. Los dos haces el anteromedial (AM) y el posterolateral (PL). Bellier G, Christel P, Colombet Ph.La reconstruction du ligament croise anterieur par greffe a deux faisceaux utilisant les tendons de la patte d'oie. Maîtrise Orthopédique. MO Nº 128. Paris.2003. Durante la flexión de la rodilla el ligamento gira sobre si mismo, dando lugar a que uno de los dos haces principales, el anteromedial, se torne posterior y a su vez el posterolateral se torne anterior (rotación externa). El has anteromedial se acorta en los 0 y 30 grados de flexión de la rodilla, seguido de alargamiento progresivo de 30 a 120 grados. De 30 a 70 grados, el ligamento retorna a su longitud basal y a 120 grados alcanza su distensión máxima (DeLee et al., 2002). Biomecánica de la rodilla. 24 Fig.2.8. Cambios de forma y tensión de los componentes del LCA. De Girgis F G, Marshall JL y AI Monajem ARS: Clin Orthop 106: 217, 1975. Fig.2.9. Vascularización del LCA resaltada por contraste Wenceslao Atson. Sutura de Menisco. Anatomía e Indicaciones. www.biolaster.com. 2009. La vascularización del LCA (y del LCP también) es específica para los ligamentos intrarticulares. La cobertura sinovial contiene vasos procedentes de la arteria geniculada media que, bifurcándose, se distribuye en ramas Biomecánica de la Rodilla. 25 longitudinales intraligamentarias, como se aprecia en la figura 2.9. No parecen existir aportes desde las inserciones óseas (Munuera, 1996). Fig.2.10. Vista posterior de la rodilla que muestra el flujo de sangre. Blood supply to the anterior cruciate ligament and supporting structures. The Orthopedic clinics of North America. United States. 1985 En la figura 2.10., tenemos una representación del flujo de sangre en una vista posterior de la rodilla donde: 1. Arteria popliteal 2. Arteria genicular lateral superior 3. Arteria genicular intermedia superior 4. Arteria articulada media 5. Arteria genicular lateral inferior 6. Arteria genicular intermedia inferior A diferencia de otras estructuras ligamentarias, en las cuales la respuesta inflamatoria a una agresión lleva a la recuperación de la función, el LCA responde de manera diferente a la agresión, fracasando sus mecanismos de reparación razón que hace que el tratamiento frente a su ruptura casi siempre sea quirúrgico. El LCA se encuentra en un medio intraarticular, razón por la cual durante su ruptura no hay la posibilidad de formación de hematoma que secundariamente al fenómeno inflamatorio y a la diferenciación celular vaya a dar lugar a la reparación del mismo (mecanismo extrínseco). Además se Biomecánica de la rodilla. 26 ha visto que la población de fibroblastos a pesar de tener gran producción de matriz extracelular y colágeno, muestran pobre movilidad y lenta migración de proliferación. (Cyril et al., 1997, Murray et al., 2000). Por tanto, en el proceso curativo del LCA, se ha de indicar que la cicatrización de los ligamentos cruzados no puede ser espontánea. Esto es debido a que es imposible que se forme u organice un hematoma, ya que la sangre se difunde y diluye en la cavidad articular y los extremos alargados están bañados en líquido sinovial reactivo y hemorrágico. Por ello, aunque los cabos dislacerados son asiento de importante reacción vascular, no es posible la formación de tejido de granulación indispensable para la cicatrización. Además, incluso en el caso de proximidad razonable de los extremos, la movilidad articular, aunque sea mínima, tiende a separarlos. Si a esto se añade la práctica imposibilidad de suturar los extremos deshilachados, es fácil entender la necesidad del empleo de injertos que reparen la lesión de los ligamentos cruzados. Resumiendo los párrafos anteriores podemos decir que la situación intracapsular del LCA introduce inconvenientes importantes para su reparación, en relación con su vascularización y el proceso cicatricial (hay que recordar que “los fibroblastos reptan por el tejido conectivo pero no nadan en el líquido sinovial”), entre otras razones. La función principal del LCA es la de prevenir la traslación anterior de la tibia sobre el fémur. En máxima extensión, el LCA absorbe el 75% de las fuerzas de traslación, y el 85% cuando la rodilla se encuentra entre 30º y 90º de flexión. Así mismo otra de las funciones del LCA es la de resistir la rotación interna de la tibia y el desplazamiento varo-valgo de la misma en presencia de una lesión de los ligamentos colaterales. Como resumen de todo lo anterior y centrándonos en el LCA, podemos indicar que las funciones de éste comprenden el control de los siguientes movimientos: Biomecánica de la Rodilla. 27 1) Deslizamiento hacia delante de la tibia sobre el fémur, que es su función principal y en la que ejerce el 85% del control. Los estabilizadores secundarios de este movimiento son el ligamento colateral medial y la cápsula posterointerna. 2) Movilidad lateral extrema hacia fuera (valgo) 3) Rotación tibial interna, debido a que en rotación interna de la tibia se provoca un enrollamiento de los ligamentos cruzados que pone en tensión al LCA. 4) Hiperextensión e hiperflexión. Evidentemente, cualquiera de estos dos estados pone en tensión al LCA. 29 CAPÍTULO 3 Reparación del LCA. 3.1.- Historia de la cirugía de la rotura del LCA. Para situar este estudio temporalmente, creemos correcto una pequeña reseña de los adelantos, que consideramos más relevantes, introducidos en el transcurso del tiempo, en la reparación del LCA, así las primeras descripciones de la lesión de LCA datan de 1845, Amédée Bonnet de la escuela de Lyon, escribió un tratado sobre alteraciones articulares causantes de derrames de sangre en la cavidad articular. Analizaba en él, las lesiones de la rodilla. Describió tres signos esenciales indicativos de rotura de ligamento cruzado anterior: En pacientes que no han sufrido una fractura; un crujido, presencia de sangre en la articulación (hermatrosis) y perdida de la función son características de la rotura del ligamento en la rodilla. (Bonnet, 1845). George K. Noulis (Noulis G. 1875) escribió una tesis titulada “Entorse du genou” (Esguince de la rodilla). En ella describió la función del ligamento cruzado anterior. También demostró que la integridad del LCA debía testarse con la rodilla en extensión. Ya entonces propuso un ensayo idéntico al que ahora conocemos como Test de Lachman. (Noulis, 1875). Reparación del LCA. 30 Paul F. Segond, cirujano de París, escribió un estudio titulado “Recherches cliniques et expérimentales sur les épanchements sanguins du genou par entorse”. (Segond, 1879). Para este estudio, ha repetido el trabajo de Bonnet, que produce lesiones en la extensión forzada en 90 rodillas. Fue en este estudio en el que describió la que hoy se conoce como Fractura de Segond, del margen anterolateral de la tibia y que se asociaba de forma rutinaria a las lesiones del LCA. Hoy en día se considera patognomónica (Se dice del síntoma o signo que caracteriza y define una determinada enfermedad) de la rotura del LCA. Las primeras intervenciones tienen lugar a finales del siglo XIX, A. W. Mayo Robson, procedente de Leeds, en el Reino Unido, llevó a cabo la primera reparación quirúrgica de LCA. Se trataba de un grapado en el área de inserción femoral de ambos ligamentos cruzados. El paciente presentaba inestabilidad y debilidad de 36 meses de evolución. Sanó por completo y los episodios de inestabilidad desaparecieron. (Mayo, 1903) A principios del siglo XX, se desarrollan las primeras técnicas. F. Lange, de Munich, llevó a cabo la primera sustitución de LCA. Utilizó seda trenzada unida al tendón del semitendinoso como sustituto. Sin embargo, la intervención fue un fracaso. (Lange, 1903) Más tarde, Ernest W. Hey Groves, de Bristol, llevó a cabo la primera reconstrucción de LCA mediante un transplante de cintilla iliotibial. La vía de abordaje incluía una osteotomía de la tuberosidad tibial anterior para conseguir una buena exposición de la articulación. (Hey, 1917) Años después, Willis C. Campbell, de Memphis, Tennesse, comunicó por primera vez el uso de un injerto del tercio central del tendón patelar. Este injerto quedaba unido a la tibia y se pasaba a través de dos túneles, uno en tibia y otro en fémur. Tras ello se suturaba al periostio del fémur. (Campbell, 1936) Reparación del LCA. 31 Harry B. Macey, de Rochester, Minnesota, describió la primera técnica de reparación del LCA usando tendón semitendinoso (figura 3.1.). También se pasaba a través de un túnel en la tibia y otro en fémur. Se dejaba anclado en la tibia y se suturaba al periostio del fémur, tensándolo en extensión completa. Del mismo modo reparaba el ligamento cruzado posterior. Tras ello se colocaba un yeso durante cuatro semanas. (Macey, 1939) Fig.3.1. Procedimiento de Macey H. B. Utilizando el tendón semitendinoso. P. Colombet, M. Allard, V. Bousquet, C. Lavigne, P.H. Flurin.The history of ACL surgery. Maitrise Orthopédique. MO Nº 87 France. 1999. El período desde 1940 a 1950 fue un “agujero negro” en la cirugía del LCA, posiblemente debido a la Segunda Guerra Mundial. Se produjeron avances únicamente en técnicas de estabilización activa y retensionado de ligamentos. Kenneth G. Jones, de Little Rock, Arkansas, retomó la idea de usar como injerto el tercio central del tendón rotuliano con un bloque óseo de la patela. En su técnica original, el tendón quedaba anclado en su posición original en la tibia; no realizaba túnel tibial, sino que, desde esta posición, llevaba la plastia hacia el área de inserción femoral. Debido a que el injerto quedaba corto, el túnel femoral se realizaba en una posición muy anterior. Reparación del LCA. 38 tejido conjuntivo que secreta proteínas como el colágeno). La disposición predominante de colágeno es longitudinal, sin existir conexiones entre los diferentes haces, envueltos por tejido conectivo laxo que permite que los haces se deslicen entre sí. Debido a su composición, los ligamentos no presentan un comportamiento elástico lineal, es decir, su rigidez aumenta con la carga. Además, los ligamentos son viscoelásticos: la deformación producida no sólo depende de la magnitud de la tensión ejercida, sino del tiempo de aplicación de la misma. Como ejemplo, se puede observar que después de unas horas de inactividad articular, la respuesta inicial es rígida, haciéndose más flexible tras un tiempo de calentamiento. En general, los ligamentos cuanto más avanzada es la edad de la persona, más rígidos son. En cuanto al fallo de los ligamentos, la microscopia electrónica de barrido y la fotografía de alta velocidad han mostrado que los ligamentos fallan por un mecanismo progresivo, seriado y secuencial de insuficiencia de las microfibras. La ruptura completa con pérdida de la continuidad requiere desplazamiento articular extremo. 3.3.- Mecanismo de la rotura del L.C.A. Durante la actividad normal diaria el LCA, como otros ligamentos, soporta sólo pequeñas cargas, que se estiman en un 20% de su capacidad (Beynnon et al., 1995) Las lesiones de los ligamentos de la rodilla se suelen producir, por tanto, en actividades deportivas, sobre todo en la que se caracterizan por el contacto. Además, el esquí, hockey sobre hielo, gimnasia y otros deportes también son capaces de provocar suficiente estrés súbito como para romper los ligamentos de la rodilla. Como se ha visto en la biomecánica de la rodilla, las estructuras de sostén de la rodilla funcionan conjuntamente, y es probable que ningún ligamento aislado se pueda romper sin que medie cierto grado de lesión de Reparación del LCA. 39 otras estructuras de sostén. La lesión de éstas puede ser mínima y curar con medidas conservadoras, dejando aparentemente una lesión aislada en el examen clínico. Fig.3.3. Rotura del LCA producida por traslación tibial anterior. www.teknon.es. Traumatología – Cirugía ortopédica. Dr. D. Josep Planas de Martí. 2006 Teniendo en cuenta todo lo anterior, los mecanismos lesiónales del LCA son fáciles de entender una vez que se ha entendido la misión que cumple el LCA en los movimientos de la articulación. De esta forma, todo movimiento o combinación de movimientos que hagan trabajar al LCA a una mayor tensión de la que es capaz de soportar, producirá la lesión, y en caso extremo, la rotura del mismo. Por ejemplo, se puede ver en la figura 3.3. un esquema de cómo el LCA impide el movimiento de traslación anterior de la tibia, y cuando este movimiento de traslación es mayor al permisible sobreviene la rotura de este ligamento. Los mecanismos lesiónales que pueden producir una rotura del LCA con lesión mínima de otras estructuras son la hiperextensión de la rodilla (figura 3.4.), la marcada rotación interna de la tibia respecto al fémur y la desaceleración pura. Reparación del LCA. 40 Fig.3.4. Mecanismo lesional del LCA por hiperextensión de la rodilla. De Norwood LA [h.] y Cross MJ: Am J Sports Med,5: 171, 1977. © 1977 The Williams & Wilkins Co, Baltimore. Además, otros tipos de movimientos como traumatismos de menor energía y de carácter indirecto en valgo y rotación externa de la tibia, o en varo, rotación interna e hiperextensión se traducen en lesiones asociadas del LCA con el ligamento colateral medial o la cápsula posterolateral, respectivamente, como se puede apreciar en los esquemas de la figura 3.5. Fig.3.5. Rotura del LCA combinada con la cápsula y con el LCI (B). Ídem con el LCP (C) De Müller W: The knee:form, function, and ligamentous reconstruction, Nueva York, 1983, Springer-Verlag. Por último, indicar que la carga de rotura del LCA no es un valor determinado. En efecto, debido a la disposición que toman las fibras que Reparación del LCA. 41 componen el LCA para cada posición, éste puede fallar bajo valores de carga muy diferentes, dependiendo de la posición de los huesos y la dirección en la que se aplican las cargas en el momento de la lesión (Woo et al., 1987 y 1993) La consecuencia de una rotura del LCA es una inestabilidad de la rodilla. Efectivamente, como hemos visto en el epígrafe de la biomecánica del movimiento de la rodilla, el LCA interviene en el control de una serie de movimientos de la rodilla, al faltar éste, se produce una inestabilidad de la articulación. Hay que tener en cuenta que el objetivo del tratamiento de las lesiones traumáticas de los ligamentos es restablecer la anatomía y la estabilidad lo más cercanas posibles al estado previo a la lesión. Si esto no se logra, la articulación resulta cada vez más susceptible a nuevas lesiones secundarias, como pueden ser daños a los meniscos y los cartílagos articulares, y osteoartritis. A la hora de enfrentarnos a una lesión del LCA tenemos básicamente dos tipos de tratamiento, a saber, el tratamiento conservador y el quirúrgico. El tratamiento conservador incluye un adecuado programa de rehabilitación y suele conseguir niveles funcionales satisfactorios. Por otro lado, la reconstrucción quirúrgica consiste en, utilizando un tejido -usualmente un tendón del cuerpo del propio pacientefabricar un injerto e insertarlo en el lugar anatómico que ocupaba el ligamento original dañado. Para optar por una de las dos decisiones hay que tener en cuenta las consideraciones del siguiente párrafo. En general, un paciente mayor, o incluso joven, que esté dispuesto a modificar su patrón de actividad (correr, saltar, etc.) evolucionará bien sin intervención quirúrgica. Por el contrario, todo paciente que no esté dispuesto a modificar sus actividades evolucionará probablemente mejor después de la cirugía. Esto es particularmente cierto para los deportistas de competición. Reparación del LCA. 42 Cuando no se interviene quirúrgicamente el LCA, se confía en los estabilizadores secundarios para dar estabilidad a la rodilla. Estos estabilizadores son los otros ligamentos de la rodilla, en especial el ligamento colateral medial y la cápsula posteromedial. Sin embargo, hay pacientes que presentan rodillas dependientes del LCA, en los que los estabilizadores secundarios son inefectivos o bien han resultado también dañados, y que, por tanto, requieren intervención. Resumiendo, hay que tener en cuenta tres factores esencialmente: 1) La edad del paciente, 2) las expectativas y necesidades funcionales (tanto profesionales como recreativas) del mismo, y 3) que la presencia de una lesión no tratada del LCA puede dar lugar a artrosis y lesiones meniscales secundarias. 3.4.- Reparación del L.C.A. Cuando se presenta un desgarro de LCA y se decide su intervención quirúrgica, existe un amplísimo abanico de posibilidades de reparación de esta insuficiencia cruzada anterior. Básicamente los podemos clasificar en dos grupos: la reparación primaria y la reconstrucción del LCA. La reparación primaria consiste en suturar simplemente el ligamento desgarrado, y esto, a menos que esté avulsionado (arrancado) con hueso, da lugar a resultados clínicos muy mediocres. Teniendo esto en cuenta, se puede plantear aumentar o reforzar la reparación primaria, ya sea con tejido autógeno (propio), sintético o técnicas más depuradas de reconstrucción primaria. Aún así, un estudio (Grontvedt et al., 1996) no ha encontrado que este refuerzo mejore los resultados conseguidos con la sutura primaria solamente. Otra posible mejora de la reparación primaria consiste en reforzar la articulación con procedimientos extra-articulares laterales, que consisten en colocar un tejido más débil que el LCA en una posición no anatómica. La mayoría de estos procedimientos también han fallado a la hora de restaurar satisfactoriamente la Reparación del LCA. 43 estabilidad de la rodilla (Amirault et al., 1988). Por tanto, la reparación primaria no es una técnica actualmente recomendada (Fu et al., 2000). La reconstrucción del LCA consiste en colocar un injerto en la posición original del ligamento. Para ello es necesario practicar un taladro en la tibia y otro en el fémur e implantar el injerto a través de ellos de forma que reproduzca lo más aproximadamente posible las funciones del LCA intacto. Obviamente, para que esta reconstrucción funcione es necesario sujetar el injerto tanto al túnel femoral como al tibial, apartado que desarrollaremos ampliamente en este trabajo de investigación. Como injerto se puede colocar un tejido del propio paciente (autoinjerto), un tejido de otro espécimen (aloinjerto) o un injerto con material aloplástico, (implante de material sintético aloplástico: metales inertes, cerámica o plásticos) es decir, con tejido no vivo, polímeros sintéticos generalmente. El uso de injertos sintéticos parece causar más complicaciones que la utilización de injertos biológicos. Varios estudios han demostrado el fallo a medio plazo de los injertos sintéticos (Frank et al., 1997. Maletius et al., 1997, Rubin et al., 1975). Esto puede ser parcialmente debido a los residuos producidos por el desgaste del material, dando lugar inflamación de la membrana sinovial de la articulación. De esta forma, el uso de injertos de material no biológico está actualmente desaconsejado (Fu et al., 2000) 3.5.- Recomendación de tratamiento quirúrgico. Vamos a indicar en este apartado cuando es recomendable un tratamiento quirúrgico y cuando no lo es. La solución quirúrgica para la reparación del LCA pasa actualmente por la reconstrucción del mismo con injertos de origen biológicos, esta operación puede ser por artroscopia o por cirugía abierta. Para el tejido del nuevo ligamento puede emplearse un autoinjerto (tejido del propio cuerpo del paciente) o un aloinjerto (tejido de otro Reparación del LCA. 44 paciente). No obstante, la operación no es totalmente necesaria en algunos pacientes que realicen poca actividad física, quienes podrán llevar una vida normal sin este ligamento tras una rehabilitación de fortalecimiento muscular. La prueba de Lachmann (eventualmente asociada de otros exámenes clínicos o radiográficos) permite detectar una ruptura del LCA. Ha quedado demostrado que la colocación final de la plastia debe reproducir al máximo, tanto como sea posible, la localización original anatómica del LCA (Khalfayan et al., 1996). De ello va a depender el pronóstico de la reparación. Los injertos utilizados para la reconstrucción del LCA, como hemos indicado se dividen en dos tipos, aloinjertos y autoinjertos, con ambos métodos los pacientes presentan subjetivamente rodillas estables, por tanto ambas opciones de tratamiento son igualmente adecuadas, ya que presentan resultados estadísticamente similares (M. Pajares-López, et al., 2004). Las situaciones en las que no se debe indicar tratamiento quirúrgico son: • Edad (avanzada) y nivel de actividad física del paciente (bajo). • Grado de inestabilidad de la rodilla: si globalmente parece buena y el nivel de actividad física es bajo. • Si no hay lesiones asociadas: rotura de meniscos, ligamentos, cartílago. El tratamiento no quirúrgico implica: • Capacidad del lesionado para cumplir con un programa de rehabilitación prolongado: reforzamiento muscular (cuadriceps, isquiotibiales) • A menudo se precisa una rodillera estabilizadora para realizar determinadas actividades deportivas (especialmente en las que existe un stress rotación de la rodilla) o simplemente para caminar. • Probablemente cambiar el nivel y tipo de actividad deportiva. Reparación del LCA. 45 Se indica tratamiento quirúrgico los pacientes con: • Rotura reciente del LCA y un estilo de vida activo. • Deficiencia crónica del LCA que desestabiliza la rodilla y lesiona los meniscos y el cartílago. • Rotura del LCA y práctica de deportes en los que se precise saltar, correr y pararse bruscamente, girar bruscamente la rodilla mientras el pie está apoyado en el suelo (pivotar)... Sin cirugía estos pacientes son incapaces de volver a su actividad deportiva debido a la inestabilidad de su rodilla, y hay riesgo elevado de presentar otras lesiones. Afortunadamente la cirugía reconstructiva del LCA recupera al lesionado por completo. Las lesiones asociadas son: o Las roturas del LCA suelen llevar asociadas una lesión meniscal. (Apley et al., 1993,Graf et al., 1992, Millett et al., 2002, Busch MT, 1990) o La ausencia parcial o total del menisco aumenta el deterioro de la rodilla, por tanto el objetivo es preservar el máximo posible de menisco, por lo que se debe reconstruir el LCA y reparar el menisco lo máximo posible. o Otro ligamento: puede precisar reconstrucción del ligamento lesionado y del LCA. o Cartílago: puede precisar reparación del cartílago dañado y reconstrucción del LCA. 3.6.- Aloinjertos. Cuando los injertos se obtienen de otros pacientes se denominan aloinjertos. Los tejidos para realizar aloinjertos más usados son, el tendón de Reparación del LCA. 46 Aquiles, el hueso-tendón rotuliano-hueso o los tendones de la pata de ganso. Las ventajas del uso de aloinjertos comparadas con los autoinjertos son indudables: por un lado se elimina la morbilidad asociada a la toma del injerto y por otro se reduce el tiempo de intervención. Como inconveniente presenta la transmisión de enfermedades y que hace necesaria la existencia de un banco de tejidos o su adquisición a precio elevado. Siempre, ya sea donante cadáver o vivo, el donante es evaluado para evitar la posibilidad de trasmitir enfermedad alguna al receptor. Para ello se realizan estudios orientados a la detección de enfermedad de origen infeccioso o maligno (cáncer) en el donante, estas enfermedades infecciosas pueden en pacientes jóvenes, hipotecar futuros transplantes de órganos vitales (Lee et al., 1997), que pudieran necesitar a lo largo de su vida. El uso de aloinjertos ha sido propuesto por muchos autores (Peterson et al., 2001, Shelton et al., 1997, Sala et al., 1994), como alternativa quirúrgica con la ventaja como hemos indicado de reducir la morbilidad en la zona donante, reducir el tiempo quirúrgico y las incisiones. Como inconveniente expone al paciente a un riesgo de infecciones, como el virus de la inmunodeficiencia humana (VIH) y la hepatitis, aunque de incidencias muy bajas (Buck et al., 1989). Algunos artículos científicos apoyan la idea del uso de aloinjertos en la reconstrucción del LCA, en particular, se han obtenido tanto datos animales como clínicos que indican, al igual que con autoinjertos, que la revascularización de los aloinjertos es posible y que son viables tras su implantación (Arnoczky et al., 1986, Jackson 1993, Shino et al., 1984 y 2000). Sin embargo, también hay otros artículos que indican que la velocidad de incorporación y remodelación del aloinjerto es menor que la del autoinjerto (Jackson et al., 1993, Fu et al., 1993). Otros estudios clínicos de seguimiento a medio plazo (Andrews et al., 1994, Noyes et al., 1996, Shino et al., 1986 y 1991) demuestran que los resultados obtenidos con aloinjertos son similares a los obtenidos con autoinjertos en reconstrucciones recientes del LCA. Además, Reparación del LCA. 47 la incidencia de derrame articular crónico en la rodilla parece estar disminuyendo después de la reconstrucción con aloinjertos, quizás debido a la mejora en las técnicas de obtención del injerto y a que se evita el uso de la esterilización con óxido de etileno (Fu, et al., 2000). La resistencia y duración de los aloinjertos han sido objeto de varios estudios (Shelton et al., 1997, Jackson et al., 1996, Sala et al., 1994). Shino et al., Noyes et al., y Noyes et al., han obtenido buenos resultados clínicos en más del 89% de las reconstrucciones del L.C.A. con aloinjertos. Por todo ello, el uso de aloinjertos se considera una buena alternativa a los autoinjertos, aunque todavía no es una técnica extendida. De cualquier forma, se ha de asegurar que el injerto no padece enfermedades víricas, y que las técnicas de extracción, esterilización y conservación del mismo no lo debiliten antes de su uso. 3.7.- Autoinjertos. Como su nombre indica son injertos obtenidos del propio paciente. Representan la solución estándar para la reparación del LCA. El autoinjerto presenta las evidentes ventajas de biocompatibilidad y ausencia de inmunogenicidad. Sin embargo, su inconveniente principal es la morbilidad en la zona de extracción del injerto del propio paciente, fractura de la rótula y/ó tendinitis rotuliana y/ó debilitamiento del tendón rotuliano (para tendones hueso-tendón rotuliano-hueso), cicatriz dolorosa y síntomas sensitivos por lesión de la rama infrapatelar del nervio safeno (Shelton et al., 1997). Además, también se precisa de un mayor tiempo quirúrgico, precisamente por la necesidad de la extracción. Entre los tendones más usados se encuentran los tres siguientes: Reparación del LCA. 54 3.9.- Ventajas e inconvenientes entre los diferentes tipos de injertos. El BPTB presenta como ventaja el tener una pastilla ósea a cada extremo, lo que puede facilitar la rapidez de la osteointegración al ponerse en contacto hueso con hueso. Se utiliza generalmente para deportistas jóvenes de alto rendimiento gracias a su capacidad de carga hasta rotura, rigidez, calidad de la fijación conseguida con él, durabilidad y éxito en su revisión a largo plazo. Este injerto, además, permite que el tiempo para el inicio de las actividades deportivas de alto nivel sea el menor posible (Fu et al. 2000). Como inconveniente se ha detectado principalmente dolor patelofemoral, además, de otras complicaciones relacionadas con la debilidad de la zona donde se ha extraído el injerto, a saber, atrofia del cuadriceps, tendinitis rotuliana, rotura del tendón rotuliano y fractura de la rótula (Bonatus et al., 1991; Brown (1) et al. 1993; Marder et al., 1991, Rosemberg et al., 1992, Sachs et al., 1989, Saddemi et al., 1993). Los injertos procedentes de la pata de ganso (semitendinoso y gracilis, DLSG) presentan la ventaja de una menor incisión, un teóricamente menor dolor de la parte anterior de la rodilla y un mayor espesor de tendón en la articulación de la rodilla y en los túneles óseos practicados para colocar los injertos (Fu et al., 2000, Limpscomb et al., 1982, Yashuda et al., 1995, Cross et al., 1992). Como desventaja presentan un menor momento pico capaz de ser desarrollado por los músculos de la pata de ganso (Marder et al., 1991). También se ha argumentado como desventaja la menor resistencia inicial de la fijación comparada con el BPTB, pero como hemos visto en el epígrafe anterior, esto es debido a la utilización del sistema de fijación no adecuado. El tendón del cuadriceps se usa mucho menos como injerto que el BPTB o el DLSG y por ello ha sido mucho menos estudiado. Presenta como ventaja una porción de tendón potencialmente ancha con una pastilla ósea para su Reparación del LCA. 55 fijación en uno de sus extremos. Como posible desventaja se tiene el tamaño y la localización de la cicatriz necesaria para su obtención en el paciente (Fu et al., 2000). Como conclusión podemos quedarnos con lo dicho por Frank et al. (1997) y Fu et al. (2000), en sendos estudios donde se resume la información de una gran cantidad de artículos relacionados con el LCA. Estos autores concluyen que actualmente no hay razones de peso para decantarse unilateralmente por el uso de los tendones de la pata de ganso o por el tendón rotuliano con inserciones óseas. Asimismo, indican que ambos se presentan como soluciones adecuadas para la reconstrucción del LCA. El tendón del cuádriceps ha sido poco estudiado pero parece ser una solución válida desde el punto de vista biomecánico, pero con el problema de la morbilidad creada en la zona de extracción. 3.10.- Técnicas quirúrgicas de sustitución de LCA. Las técnicas para la sustitución del LCA, pueden ser técnicas abiertas, como la artrotomía (abrir la rodilla con largas incisiones) y la miniartrotomía (en este caso la incisión es más pequeña) y la artroscópica (incisiones muy pequeñas). En la actualidad la mayor parte de los trabajos se refieren a técnicas artroscópicas, con diferentes injertos y tipos de fijación del injerto. Las técnicas quirúrgicas de sustitución del LCA se llevan a cabo a través de túneles óseos que en su trayecto atraviesan el fémur y la tibia, como se ha indicado anteriormente, para fijar el injerto que va a cumplir las funciones del LCA hace falta un dispositivo que lo ancle de alguna forma a los túneles óseos femoral y tibial. La importancia del sistema de fijación es clave, sobre todo en las primeras semanas después de la intervención, pues durante este periodo es el sitio más débil de la reconstrucción, como ya se hizo notar al analizar los tipos de injerto. Reparación del LCA. 56 Ha quedado demostrado que la colocación final de la plastia debe reproducir al máximo, tanto como sea posible, la localización original anatómica del LCA (Khalfayan et al., 1996). De ello va a depender el pronóstico de la reparación. Por otro lado, mantener una rodilla sin reparar su LCA roto es una actitud terapéutica controvertida y que conlleva riesgos demostrados de deterioro meniscal y cartilaginoso. (Angel et al., 1989, Mizuta et al., 1995). A diferencia de otras estructuras ligamentarías, en las cuales la respuesta inflamatoria a una agresión lleva a la larga a la recuperación de la función, el LCA responde de una manera diferente a la agresión, fracasando sus mecanismos de reparación, por lo que su tratamiento ante la rotura es casi siempre quirúrgico. (Lysholm et al., 1982; Brand RA, 2000; Murray et al., 2000) Para la realización de la intervención se utilizan actualmente técnicas no invasivas, desarrolladas para disminuir el daño causado al mecanismo extensor y la cicatrización de la rodilla. Entre las dos técnicas usadas están la artroscopia y la miniartrotomía. (Ver figura 3.11.) La técnica artroscópica presenta las siguientes ventajas potenciales: incisiones cutáneas y capsulares más pequeñas, menor traumatismo del aparato extensor, mejor visualización de la escotadura intercondílea para la colocación del túnel y de los sitios de la inserción, menor dolor posquirúrgico, menor cantidad de adherencias, movimiento temprano y rehabilitación más sencilla. Sin embargo, a pesar de las ventajas antes esgrimidas, la artroscopia ha mostrado sólo pequeñas mejoras en la solución de los síntomas recientes postquirúrgicos cuando se la compara con la miniartrotomia (Buss et al., 1993, Cameron et al.; 1995, Raab et al.; 1993, Shelbourne(1) et al., 1993); de hecho, las diferencias en el uso de uno u otro método no son significativas si se hace un seguimiento a los dos años de la intervención (Harner et al., 1994; O’Neill et al.; 1996; Shelbourne(1) et al.; 1993). Reparación del LCA. 57 Fig.3.11. Mini artronomia antero medial. Zárate Barchello, Adolfo. Evaluación funcional de la técnica quirúrgica de la plastia del ligamento cruzado anterior con tendón patelar a cielo abierto en pacientes con inestabilidad anterior crónica de rodilla. 2005 Entre los procedimientos endoscópicos destacan básicamente dos: la técnica endoscópica de incisión simple y la técnica de doble incisión asistida artroscópicamente. Al comparar estas dos técnicas, solo se han detectado pequeñas diferencias en los resultados a corto plazo, tanto en los subjetivos como en los objetivos (Arciero et al., 1996; Harner et al., 1994; O’Neill 1996). 3.11.- Descripción del tratamiento quirúrgico. Las actuales técnicas mínimamente invasivas de reconstrucción resaltan la colocación anatómica de injertos ligamentosos, utilizando técnicas de fijación rígidas. Teniendo en cuenta la cantidad de alternativas posibles para la reconstrucción del LCA (tipo de injerto, tipo de fijación, técnica quirúrgica, etc.) no se puede hablar de un tipo de operación, sino de múltiples. Sin embargo, todas las intervenciones quirúrgicas de este tipo tienen una serie de etapas comunes, como son la extracción del injerto, la apertura de los túneles óseos y la fijación del injerto. De esta forma, aún cuando la operación que se va a describir es la intervención artroscópica con injerto de los tendones de la pata Reparación del LCA. 58 de ganso y fijación por tornillos interferenciales, los pasos que se comentan son relativamente generales para todos los tipos de intervenciones de reconstrucción del LCA. 3.11.1.- Preparación, posicionamiento y exploración bajo anestesia del paciente. El paciente se coloca en posición supina sobre la mesa de operaciones (ver figura 3.12. A), y se procede a la limpieza del miembro afectado de raíz del muslo a dedos del pie, asepsia y antisepsia con alcohol yodado o iodopovidona alcohólica. (Calderón N., 2007). Posteriormente se pasa a la colocación de la pierna en su posición anatómica adecuada para la intervención (Ver figura 3.12 D, E y F). Previa a la intervención se le coloca un torniquete en la raíz del miembro (Calderón N. 2007), este dispositivo estrangulara el flujo de sangre a la pierna (Ver figura 3.12 B y C), este aspecto es importante porque va a limitar el tiempo de la intervención, por falta de irrigación en la pierna. Reparación del LCA. 59 A B C D E F Fig.3.12. Fases previas a la operación de colocación y desinfección de la pierna. Fotos realizadas por el autor en una operación realizada por el Dr. Garcés. La repetición de los test clínicos de inestabilidad bajo anestesia peridural o raquidea es fundamental al desaparecer el control muscular. Confirmaremos la inestabilidad y confirmaremos la presencia de otras lesiones ligamentosas Reparación del LCA. 60 (internas, externas, posteriores, rotacionales) asociadas a la inestabilidad anterior. (Ver figura 3.13.). Fig.3.13. Comprobación de la inestabilidad bajo anestesia general. Fotos realizadas por el autor en una operación realizada por el Dr. Garcés. 3.11.2.- Valoración artroscópica. El procedimiento de diagnóstico y la forma más frecuente de abordar la realización de la intervención es la endoscópica, es decir, con un aparato (endoscopio) que nos permitirá la visión interna de una parte del cuerpo, sin necesidad de practicar una gran abertura para acceder a la zona de operación. Las endoscopias realizadas en el interior de las articulaciones se denominan artroscopias, y el aparato, artroscopio. En este procedimiento se emplea un pequeño tubo óptico iluminado (artroscopio) que se inserta en la articulación a través de una pequeña incisión practicada en ella. Las imágenes del interior de la articulación se proyectan en una pantalla y se utilizan para evaluar cualquier cambio degenerativo y, o artrítico en la articulación, para detectar enfermedades y tumores de los huesos y para determinar las causas de la inflamación o dolor de los huesos. En esta técnica artroscópica, las imágenes se obtienen por un pequeño telescopio de fibra óptica, que como hemos indicado se inserta en una articulación. A continuación, se inyecta fluido en dicha articulación, para Reparación del LCA. 61 distenderla y permitir la visualización de las estructuras internas de la articulación. Usualmente, la cirugía se va viendo en un monitor, de forma que todo el equipo médico puede ver el procedimiento que se lleva a cabo. (Ver figura 3.14.). Los artroscopios son de aproximadamente 5 mm de diámetro, por lo que las incisiones necesarias son muy pequeñas. Por esta razón, la artroscopia es mucho menos traumática para los músculos, ligamentos y tejidos que el método quirúrgico tradicional de abrir la rodilla con largas incisiones (artrotomía). Fig.3.14. Realización de la artroscopia de rodilla. Fotos realizadas por el autor en una operación realizada por el Dr. Garcés. En la artroscopia para la intervención de insuficiencia cruzada de rodilla, se marcan los lugares de las incisiones y los portales artroscópicos sobre la piel con un rotulador marcador y se realizan las incisiones. El portal de la cámara está colocado lateralmente al tendón rotuliano a la altura de la parte baja de la rótula. El portal de trabajo se encuentra por la parte medial del tendón rotuliano, justo por encima del eje de la articulación. El procedimiento completo se puede realizar sin torniquete si las incisiones y la articulación de la rodilla se infiltran con una solución adecuada. Se valorará tanto el estado del LCA como de las lesiones complementarias meniscales y cartilaginosas. En la figura 3.15., se ve la Reparación del LCA. 62 importancia de la palpación para la valoración de la competencia del LCA, en esa figura el apartado A denota que la rotura fue reciente y se aprecia la sangre. Practicaremos su tratamiento artroscópico independientemente de la ligamentoplastia. El menisco será tratado mediante meniscectomía o sutura meniscal. Las lesiones cartilaginosas se tratarán mediante limpieza, fijación cartilaginosa, microfracturas o incluso trasplante cartilaginoso según el aspecto de la lesión A B Fig.3.15. Visión artroscópica de una rotura reciente del Ligamento Cruzado Anterior. http://www.biolaster.com/traumatologia/rodilla/tratamiento_inestabilidad_rodilla/cirugia_inestabili dad_anterior_rodilla 3.11.3.- Extracción de la plastia. En el caso de realizar una plastia autóloga, se practicará la extracción seguida de preparación con el instrumental específico, la cual se va a colocar para ejercer las funciones del LCA roto. Si el injerto a colocar es un aloinjerto procedente de un donante la extracción del mismo no forma parte de la intervención. Sin embargo, usualmente los injertos son tendones autólogos, es decir, del propio paciente. Los tipos de injerto utilizados son muy variados, como se ha visto en los epígrafes anteriores, siendo los más usuales el tendón rotuliano con inserciones óseas (BPTB) y los tendones de la pata de ganso. Como también se ha comentado anteriormente, debido a que la extracción del BPTB implica siempre, en mayor o menor medida, morbilidad en la zona de Reparación del LCA. 63 extracción del injerto, se ha tendido hacia el uso de los tendones de la pata de ganso. Por esta razón, aquí se va a describir la intervención realizada con tendones de la pata de ganso, semitendinoso-gracilis (SG). Para obtener los tendones de la pata de ganso, la pierna se rota hacia el exterior y la rodilla se flexiona a 60º. La piel se secciona 2 cm distalmente y 1 cm medialmente a la tuberosidad de la tibia, a lo largo de las líneas de Langer, aproximadamente unos 4 cm (figura 3.16.). La incisión debe estar centrada sobre la parte inferior de la pata de ganso, cuyo margen superior frecuentemente puede ser palpado con bastante claridad bajo la piel. La capa más superficial de la pata de ganso, la delgada fascia del músculo sartorio, se abre en línea con la inserción de la piel. Los tendones gracilis y semitendinoso pueden ser identificados palpándolos en donde se separan y pasan sobre el borde posteromedial de la tibia. En este momento hay que decidir si se va a utilizar el tendón semitendinosos solamente o el gracilis y semitendinoso conjuntamente. En cualquier caso los pasos a seguir son similares. Describiremos la extracción del tendón semitendinoso solamente. El tendón que se encuentra en la posición inferior, el semitendinoso, se separa de la parte posterior de la incisión usando un gancho de tendones y un clamp curvo, como se observa en la figura 3.16. Acto seguido, se libera el tendón. Todas las hojas tendinosas de la fascia del músculo gastrocnemio medial deben de ser identificadas y seccionadas. Se tira del tendón todo lo lejos posible hacia fuera de la herida y se coloca un seccionador de tendones proximalmente a todas las fibras del tendón, como se aprecia en las figuras 3.16. y 3.17. Reparación del LCA. 70 Fig.3.22. Cauterización y limpieza con agua de los tejidos blandos. Fotos realizadas por el autor en una operación realizada por el Dr. Garcés. El techo de la escotadura intercondílea está inclinado 40º con respecto del eje longitudinal del fémur, de modo que cuando la rodilla se encuentra en extensión completa, el techo se aproxima a la superficie anterior del LCA. Esta estrecha relación del LCA con el techo de la escotadura intercondílea favorece con frecuencia la ruptura del ligamento en las lesiones por hiperextensión de la rodilla. En la hiperextensión, el techo de la escotadura hace palanca sobre la porción media del ligamento y puede provocar su ruptura (Sisk, 1993), como se aprecia en la figura 3.23. En el caso de insuficiencia crónica del ligamento cruzado anterior, el agrandamiento de la escotadura intercondílea (plástica de la escotadura) se convierte en una valiosa etapa de la intervención. Reparación del LCA. 71 Fig.3.23. Efecto de palanca de la escotadura intercondilea sobre el LCA en la hiperextensión. De Campbell Cirugía Ortopédica. Editorial médica Panamericana, S.A. Buenos Aires. Argentina. 1992. © Elsevier. 3.11.6.- Realización de los túneles femoral y tibial. Verificada la posición del punto isométrico tibial, es el momento de realizar los túneles óseos, tibial y femoral, por donde va a pasar el injerto. Dependiendo del tipo de técnica elegida se puede realizar primero el túnel tibial y después el femoral, o viceversa. Es muy importante que los túneles se realicen en su posición adecuada, pues se ha demostrado que el error operativo más común es la localización excesivamente anterior del túnel femoral, del tibial, o de ambos conjuntamente (Frank y Jackson, 1997; Fu et al., 2000). La colocación de los túneles femoral y tibial tratan de restaurar lo mejor posible la anatomía original del LCA, y así restablecer su función biomecánica lo más fielmente posible. Con ello se limita el estiramiento y Reparación del LCA. 72 daño al injerto, y el constreñimiento de la rodilla, que da lugar a pérdida de movilidad y fallo del injerto (Frank y Jackson, 1997; Fu et al., 2000). Sin embargo, y a pesar de consideraciones biomecánicas (Penner et al., 1988; Raunest, 1991), los ensayos clínicos han demostrado que la colocación del injerto de LCA sobre la parte superior del condilo femoral lateral es similar a aquellos en los que el túnel femoral se ha practicado en la inserción anatómica del LCA original (Fleming et al., 1992; Gómez et al., 1990; Jonsson et al., 1994; Karlson et al., 1994). El efecto de la posición del comienzo del túnel tibial sobre la longitud del túnel femoral, cuando éste último se realiza alineado con el tibial, es muy importante solo un túnel femoral de unos 50 a 60 mm es correcto (Brown y Sklar, 1999), la obtención de túneles femorales muy largos o cortos pueden tener consecuencias en la restauración biomecánica de la rodilla. Túnel Tibial: Para la adecuada localización del túnel que se va a practicar en la tibia se puede utilizar una guía tibial o compás con un ángulo de 40 a 45 grados par alcanzar el punto isométrico tibial, que esta situado a 7 u 8 mm delante del LCP, la longitud del túnel abierto en la tibia debe tener entre 35 y 45 mm de longitud. La secuencia queda registrada en la figura 3.24. Con ayuda de una guía tibial, practicaremos un canal del mismo tamaño de la plastia. El canal se inicia en cara anterointerna de la tibia y va a terminar en la inserción tibial del LCA. Utilizaremos primero perforación con una aguja fina para ampliar el túnel con una broca acanalada del diámetro adecuado. (Ver figura 3.25.). Reparación del LCA. 73 A B C D E F G H Fig.3.24. Colocación de la guía y realización del túnel tibial. Arthrex, Inc. Corporate. http://www.arthrex.com/aboutus/contact/index.cfm . Animation of ACL Using Transfix. Florida. USA. Reparación del LCA. 74 A B Fig.3.25. A: Colocación de la guía tibial y colocado de aguja. B: Pasado de la broca, del mismo diámetro de la plastia de sustitución del LCA. Atson W. Biolaster. Andoain. Gipuzkoa. 2009. Túnel femoral: La realización del túnel femoral puede llevarse a cabo a través del túnel tibial (figura 3.26. B), primero limpiaremos y en su caso ampliaremos la escotadura intercondilea del fémur muchas veces estrechada en las inestabilidades crónicas. La visión completa de la escotadura es esencial para colocar la plastia adecuadamente. A través del túnel tibial, realizaremos el túnel femoral. La elección del punto femoral (punto isométrico) es esencial para la dinámica de la plastia. (Ver figura 3.26 A). La rodilla tiene un eje de giro donde, de forma obligada, debe de estar fijada la plastia. La localización del punto isométrico ha sido objeto de numerosos estudios y se localiza en la zona posterior del cóndilo externo junto al casquete condral posterior dejando un pequeño puente óseo lo suficientemente resistente para que no se fracture durante la fijación de la plastia. Reparación del LCA. 75 A B Fig.3.26. A. La elección del punto femoral. B. El túnel femoral y la distancia de "seguridad" al borde posterior del cóndilo externo. Atson W. Biolaster. Andoain. Gipuzkoa. 2009. 3.11.7.- Introducción de los injertos en los túneles. Para colocar el injerto a través de los túneles óseos, y su posterior fijación, se puede hacer de muy distintas maneras, dependiendo del tipo de fijación que se vaya a utilizar. En el caso de utilizar tornillos interferenciales tanto en la tibia como en el fémur se puede proceder de la siguiente manera: se inserta una aguja en el túnel femoral con una sutura doble (sutura de arrastre) enhebrada en su ojal. A continuación, se tira de ella hasta formar un lazo, atravesando el túnel femoral. Una vez realizado esto, se pasa el injerto a través de la incisión de la rótula hasta alojarlo en el túnel tibial con ayuda de una guía. Se pasan las suturas propias del injerto a través de la sutura de arrastre, y tirando de ella a la salida del túnel femoral, se logra colocar el injerto en la posición correcta dentro del túnel femoral. En la figura 3.27. se puede ver el proceso descrito. Reparación del LCA. 76 A B C D F Fig.3.27. A. Inserción de la sutura de arrastre. B. Sutura de arrastre colocada. C. Inserción tibial del injerto. D. Enhebrado de suturas. F. Colocación femoral del injerto. De Kruzlifix´s ACL reconstruction. http:// www. staehelin.ch. © 1998 Andreas C. Staehelin, Basel, Switzerland 3.11.8.- Fijación de la plastia. La fijación de la plastia en el lado femoral puede hacerse de diferentes formas como técnicas de suspensión (tenosuspensión) mediante clavos transversales que se colocan en el cóndilo externo y de donde "cuelga" la plastia (Ver figura 3.28) o la utilización de tornillos que bloqueen la plastia en el interior del túnel óseo (tornillos interferenciales metálicos o bioabsorbibles) o (Ver figura 3.29. A). Reparación del LCA. 77 Fig.3.28. Dispositivo metálico perpendicular al eje femoral. S. Plaweski. Technique de reconstruction du ligament croisé antérieur par les tendons de la patte d'oie.Maîtrise Orthopédique. 66, rue de Ponthieu. 75008 Paris. N°95. http://www.maitriseorthop.com/. 2000. La fijación tibial suele hacerse con tornillo interferencial al que suele asociarse, especialmente en la plastia de 4 bandas, con una grapa metálica. (Ver figura 3.29 B). A B Fig.3.29. A. Fijación de una plastia de 4 bandas en su inserción femoral mediante un tornillo reabsorbible de ácido poliláctico. B. Fijación tibial. Véase el grapado en la cortical ósea tibial. http://www.biolaster.com/traumatologia/rodilla/tratamiento_inestabilidad_rodilla/cirugia_inestabili dad_anterior_rodilla Reparación del LCA. 78 3.11.9.- Cuidados finales. Además de la ubicación del injerto, la tensión aplicada al injerto de reemplazo en el momento de la fijación, puede alterar significativamente la cinemática articular y las fuerzas in situ del injerto durante la movilización de la rodilla. Una baja tensión inicial del injerto no proveería estabilidad articular. Una excesiva tensión inicial del injerto puede restringir la movilidad articular y comprometer la supervivencia del injerto. Comprobaremos mediante tracción de la plastia la estabilidad y la fortaleza del conjunto (Ver figura 3.30.). También valoraremos mediante flexoextensión que la plastia mide lo mismo en cualquier grado de la misma (isometría), para garantizar que se mantiene con el mismo grado de tensión y por lo tanto es capaz de estabilizar la rodilla en cualquier posición articular. Verificaremos si la plastia roza en algún punto, especialmente en el borde superior de la escotadura o en alguna irregularidad del cóndilo. Cerraremos las heridas cutáneas, colocando un vendaje compresivo suave. A los injertos se les debe aplicar una tensión inicial. El objetivo de aplicar tensión al injerto es restablecer y mantener la estabilidad normal de la articulación, eliminando la movilidad del eje y restaurando el rango normal de los movimientos óseos (Frank y Jackson, 1997). Si la tensión en el injerto es insuficiente, puede darse el caso de que continue la inestabilidad (Fu et al., 2000). Sin embargo, la aplicación de una tensión excesiva al injerto puede restringir la movilidad y crear una rigidez anómala de la articulación, produciendo tensiones anormales en el cartílago articular y en el menisco, que pueden potencialmente interferir en la revascularización del injerto (Yoshiya et al., 1987). Además, puede acelerar la artrosis de la rodilla (Fu et al., 2000). La tensión aplicada al injerto es uno de los factores fundamentales en la reconstrucción ya que el desplazamiento final dependerá de ésta. (Matsumoto et al., 1999) Reparación del LCA. 79 El protocolo óptimo y la restauración del patrón tensión a aplicar no ha sido definido todavía (Bergfeld J. et al. 2008; Nabors et al., 1995; Stewart et al. 1993), y probablemente varíe con el individuo, una tensión inadecuada es una causa potencial de fracaso del injerto de LCA (Peña E et al., 2006). Las máximas propiedades biomecánicas, todos los miembros del injerto deben estar igual de tensionados (Hammer et al., 1999; Magen et al., 1999; To et al., 1999). Fig.3.30. Tensión del injerto a través del túnel tibial con la porción femoral fija. Ilizaliturri Sánchez VM, Ilizaliturri ValverdeVM, Almazán Díaz A, Delgado Cedillo E Artrometría en la evaluación pre, trans y postoperatoria en la reconstrucción artroscópica del ligamento cruzado anterior. http://www.medigraphic.com/pdfs/endosco/ce-2001/ce011f.pdf 3.11.10.- Cicatrización de la plastia. Toda plastia implantada sigue el siguiente proceso de maduración: necrosis avascular, revascularización, proliferación celular y remodelado. Estos estadios pueden no tener un desarrollo escalonado y varios concurrir al unísono. El tiempo de la reconstrucción de ligamento cruzado anterior, esta entre los 3 y los 12 meses, pudiendo afirmar de que después de los 12 meses, Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 87 sistema de fijación puede ser molesta. Otras veces, debido a los problemas que crea el elemento de fijación, es necesario quitarlo, provocando otra intervención quirúrgica. Otro problema que se presenta es la interferencia que crean los cuerpos metálicos cuando se desea realizar un diagnóstico por imagen. Todos estos problemas serían eliminados si el dispositivo de fijación fuera siendo absorbido por el organismo a medida que se produce la osteointegración del injerto, de forma que quedara un resultado lo más parecido posible al LCA original. Esta característica no sería aplicable a injertos sintéticos, pero como se ha comentado en el segundo capítulo, este tipo de injertos está desaconsejado. 5) Bajo daño al injerto. Estimamos, aunque no ha sido suficientemente demostrado, que un injerto al que se le produce un bajo daño, se osteintegrará con el hueso de forma más rápida y aceptable que otro que sufra cortes o desgarros en su colocación. 6) Técnica quirúrgica poco agresiva. Cuanto menor número de incisiones y de menor tamaño haya que realizar para llevar a cabo la intervención, más probable será la baja morbilidad asociada y la pronta recuperación del paciente. 7) Facilidad de extracción. En el caso de que, durante la colocación o una vez colocado el injerto, se haga necesario quitar el sistema de fijación por rotura o mala colocación del propio sistema de fijación o del injerto, es necesario que se pueda efectuar esta operación de manera rápida y efectiva. En el presente capítulo se describen los tipos de fijación existentes. Para ello, se expone primeramente un breve estudio de los materiales que son susceptibles de ser utilizados en fijaciones biológicas. A continuación, se describen los sistemas actuales de fijación del LCA y, finalmente, se realiza un análisis crítico de estos sistemas de fijación. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 88 4.2.- Biomateriales implantables utilizados en la fijación de la plastia. Un aspecto fundamental, en el momento de fabricar el artilugio a implantar es el de la elección del material con el que se va a fabricar, ya que es está característica la que determina aspectos fundamentales tales como la aceptación del nuevo cuerpo extraño por parte del organismo, es decir, el material debe ser biocompatible ya que de lo contrario sería rechazado por el cuerpo con las consiguientes consecuencias negativas, desde el punto de vista médico. Por otro lado el material debe poseer una serie de propiedades mecánicas que aseguren su perfecto funcionamiento e impida el deterioro del mismo en un plazo de tiempo considerado. Existen numerosos intentos, en la literatura biomecánica, para definir los requisitos que han de satisfacer los materiales implantables. Generalmente, estos requisitos pueden ser clasificados en dos grandes grupos: - Los relacionados con la compatibilidad entre el material y los tejidos con los que se haya en contacto. - Los vinculados a las propiedades mecánicas de material necesarias apara cubrir los objetivos marcados. La resistencia de los implantes viene condicionada a que dentro del cuerpo van a tener que aguantar una serie de agresiones mecánicas causadas por el peso del cuerpo del individuo y las fuerzas musculares y otras agresiones químicas por la naturaleza de los líquidos orgánicos (López Navarro T. Orígenes de la formabilidad de los metales en frío. Editorial Prensa XXI. Barcelona, 1984). La influencia de las características y factores, que van a ser descritos seguidamente, en el éxito o rechazo de un implante es obvia pero no Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 89 totalmente objetivable con los conocimientos que actualmente se disponen. Efectivamente, no es posible, o al menos resulta muy difícil, predecir la reacción de un determinado tejido ante un material implantado, lo mismo que es difícil prever la corrosión de este mismo material. Paralelamente, las condiciones mecánicas a las que se hallan sometidos los implantes, una vez se han ubicado en el organismo, son conocidas con una aproximación somera. La naturaleza y la magnitud de las solicitaciones actuantes sobre los implantes resultan muy difícil de medir y, sobre todo, es prácticamente imposible generalizar a partir de los escasos datos disponibles, ya que cada caso es un problema, con particularidades propias, que han de estudiarse aisladamente. De ahí que conceptos como el diseño ante la rotura, los coeficientes de seguridad y la elección de materiales no puedan establecerse sobre la base de conocimientos técnicos fiables. El primer requisito que debe evaluarse cuando se trate de enjuiciar si un material determinado puede ser implantable o no, es la biocompatibilidad. La repulsa del organismo a un cuerpo extraño es señal de una incompatibilidad biológica, lo que vulgarmente se conoce con el nombre de rechazo. Si el requisito de la compatibilidad se satisface, pueden comprobarse con sentido el resto de restricciones, puesto que, en caso contrario, es tiempo perdido. El concepto de compatibilidad hace referencia, tanto al efecto del material en los tejidos biológicos que lo rodean, como el posible deterioro que este material puede experimentar como consecuencia de hallarse implantado en un medio agresivo, como es el biológico. Los biomateriales deberían tener una resistencia mecánica y unas propiedades a fatiga y físicas adecuadas, para cada aplicación, y deberían ser químicamente inertes y estables, y no provocar reacciones alérgicas, carcinógenas o tóxicas. Además, deben ser elegidos teniendo en cuenta el bajo coste y el diseño adecuado (Dejoz en Biomecánica de la fractura ósea y técnicas de reparación; Prat et al., 1999). Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 90 Generalmente se emplean los metales y cerámicas para implantes que soportan cargas moderadas y altas, mientras que los elastómeros, plásticos y carbones se suelen utilizar para sustituir tejidos blandos e implantes en contacto con la sangre. El término biomaterial designa a los materiales biológicos comunes tales como piel, madera, o cualquier otro de origen no biológico utilizados en la fabricación de dispositivos que interactúan con sistemas biológicos y que se aplican en diversas ramas de la medicina. En otros términos, un biomaterial es una sustancia farmacológicamente inerte diseñada para ser implantada o incorporada dentro del sistema vivo (Abraham et al., 1998) Debido a que los biomateriales restauran funciones de tejidos vivos y órganos en el cuerpo, es esencial entender las relaciones existentes entre las propiedades, funciones y estructuras de materiales biológicos, por lo que son estudiados bajo tres aspectos fundamentales: materiales biológicos, materiales de implante y la interacción existente entre ellos dentro del cuerpo. Los requisitos que debe cumplir un biomaterial son: 1. Ser biocompatibles, es decir, debe ser aceptado por el organismo. 2. No ser tóxico, ni carcinógeno. 3. Tener una resistencia mecánica adecuada. 4. Tener un tiempo de fatiga adecuado. 5. Tener densidad y peso adecuados. 6. Ser relativamente barato, reproducible y fácil de fabricar y procesar para su producción en gran escala. Existen cuatro grupos de materiales sintéticos usados para implantación: metálicos, cerámicos, polímeros y compuestos. A continuación se muestran Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 91 algunas ventajas y desventajas de los distintos tipos de biomateriales utilizados. 4.2.1.- Biomateriales metálicos. Es bien conocido que la corrosión es un problema general de los metales, más aún si están inmersos en un medio hostil como es el organismo humano, y a temperaturas del orden de 37 °C., este es el factor principal que determina la utilización de los mismos como implantes; este mecanismo de corrosión deteriora el material y el implante se debilita mientras que al mismo tiempo los producto de la corrosión que se liberan a los tejidos circundantes producen efectos adversos. Los metales empleados como implantes han sido muchos históricamente, aunque en la actualidad el número de ellos y las aleaciones que se utilizan de manera habitual es bastante limitado, teniendo todos ellos en común una buena resistencia a la corrosión. Los metales más utilizados como implantes son el acero inoxidable, aleaciones base cromocobalto y el titanio y sus aleaciones. Otros metales en menor medida son el tantalio y metales nobles como platino y oro. Aceros inoxidables. Los primeros aceros inoxidables que se utilizaron para implantes fueron los austeníticos 18%Cr – 8%Ni (AISI 304). Posteriormente se añadió Mo para mejorar la resistencia a la corrosión en agua salina. En la actualidad se utilizan aceros del tipo AISI 316 y 316L, con contenidos en carbono inferiores al 0,08 y al 0,03% respectivamente. Los aceros inoxidables martensíticos se utilizan para la fabricación de material quirúrgico dada su extremada dureza. Por su parte, los aceros inoxidables ferríticos, auque poseen una buena resistencia a la corrosión bajo tensiones, tienen propiedades mecánicas, capacidades de endurecimiento por Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 92 trabajo y resistencias a la corrosión claramente inferiores a la de los austeníticos, por lo que no tienen ninguna aplicación en este campo. Los aceros inoxidables austeníticos del tipo 316L pueden llegar a corroerse a largo plazo en el interior del cuerpo humano, por ello, sólo se utilizan y recomiendan en implantes temporales como placas, tornillos y clavos utilizados en traumatología; en la actualidad estan siendo sustituido por el Titanio. Los aceros inoxidables austeníticos se endurecen por deformación con mucha rapidez y por consiguiente en muchos casos pueden trabajarse en frío sin recocidos intermedios. Así los implantes de acero inoxidable se obtienen por trabajo en frío y rara vez se someten a soldadura. Su superficie se pule y pasiva con ácido nítrico antes de esterilizar y empaquetar. Aleaciones base cobalto-cromo. Estos materiales se utilizaron en primer lugar en odontología. Existen cuatro tipos: la aleación colable CoCrMo y las forjadas CoCrWNi, CoNiCrMo y CoNiCrMoWFe, aunque en la actualidad sólo la aleación colable y la forjada CoNiCrMo se utilizan de forma habitual. Los dos principales elementos de dicha aleación, Co y Cr, forman una solución sólida de 65% de Co y 35% de Cr. Estas aleaciones poseen un pobre comportamiento frente a la fricción, por eso las cabezas articulares de prótesis se fabrican de material cerámico. Las propiedades mecánicas de estas aleaciones son superiores a las de los aceros inoxidables y del titanio y sus aleaciones, por sus buenas resistencia a la fatiga y a la corrosión pero tiene mayor coste en los procesos de fabricación debido a que no se puede mecanizar para la obtención de la geometría final de la pieza, por endurecer tremendamente por acritud. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 93 Titanio y sus aleaciones. La principal característica del titanio es la de poseer una perfecta integración con el tejido óseo sin provocar rechazo y uniéndose fuertemente al mismo, es decir, es un material biocompatible. Las características que permiten una mejora de la adaptación del implante al entorno en el que deberá sustituir de forma óptima al miembro dañado dadas de forma resumida son las siguientes: a) La primera es la biocompatibilidad. b) La ausencia de partículas que generen reacciones tóxicas y/o alérgicas. c) La tercera es que posee una buena resistencia, lo cual es considerado como un factor de seguridad del implante ya fabricado, y un bajo módulo elástico, el cual es importante porque disminuye los efectos protectores – esfuerzos de los huesos debidos a la presencia de los implantes. El titanio presenta una estructura cristalina α, hexagonal compacta, a temperatura ambiente, que se transforma en estructura cúbica centrada en el cuerpo a los 880 ºC. y aunque descubierto muy tardíamente (1.870 por W. Gregor) es muy abundante en la naturaleza, encareciendo su uso las dificultades que se presentan en su extracción. Las formas puras del titanio son muy difíciles de encontrar comercialmente, ya que contiene pequeñas cantidades de otros elementos, principalmente hierro y oxigeno, que afectan marcadamente a su estructura granular y a sus propiedades mecánicas. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 94 A Micrografía: 600x B Micrografía: 1200x Fig.4.1. Microestructuras de titanio puro. Micrografía realizadas por el autor. Las microestructura de una probeta de titanio puro comercial quedan reflejadas en la figura 4.1. en la que vemos la fase α. Fig. 4.2. Diagrama de equilibrio del titanio. Sydnney H. Avner. “Introducción a la metalurgia física, Segunda Edición”. McGraw-Hill, México.1985 La adición de elementos como el cromo, molibdeno, vanadio, aluminio, hierro, níquel, niobio y tántalo, afecta a la temperatura a la que se produce la transmisión de la estructura α a la β, como queda reflejado en el diagrama de equilibrio representado en la figura 4.2. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 95 Como podemos apreciar, en este diagrama, a partir de una determinada aleación porcentual se puede llegar a estabilizar la fase β a temperatura ambiente. El titanio puro presenta unas características mecánicas como las ofrecidas a continuación en la tabla 4.1: Material Límite elástico (kgf/cm2) Resistencia a la rotura (kg/cm2) Elongación (%) Módulo elástico (kg/cm2) Ti 1’6-4’7 103 4-7 103 15-30 1’1 106 Tabla 4.1. Propiedades mecánicas del Ti puro. Aunque el titanio puro muestra una excelente resistencia a la corrosión en medio biológico, su resistencia a la erosión, producida en el movimiento relativo entre superficies que deslizan entre sí, es muy baja. Su baja densidad, 4,7, comparada con 7,9 del acero inoxidable, 8,3 de la aleación CoCrMo y 9,2 de la CoNiCrMo, junto a sus buenas propiedades mecánicas y su excelente resistencia a la corrosión, proporcionan a este metal un excelente potencial como material implantable. Estas propiedades mecánicas pueden mejorarse con la adición de ciertos elementos, como queda puesto de manifiesto en la tabla 4.2 en la que se recogen las características mecánicas de la aleaciones de titanio más utilizada, la Ti-6%Al -4%V. Composición de la aleación de titanio Límite elástico (kgf/cm2) Resistencia a la rotura (kg/cm2) Elongación (%) Módulo elástico (kg/cm2) Ti-6%Al -4%V 9’7 103 10’2 103 12 1’05 106 Tabla 4.2. Propiedades mecánicas de la aleación Ti-6%Al -4%V. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 96 El módulo de Young del Ti y sus aleaciones es de alrededor de 110GPa, es decir, la mitad del de los aceros inoxidables y de las aleaciones de Co-Cr con lo que dicho metal es el más compatible con el hueso desde el punto de vista de la elasticidad, tratándose sin duda de uno de los metales más adecuados para fabricar implantes. 4.2.2.- Biomateriales poliméricos biostables. Un material polimérico bioestables, es aquel que se va a utilizar, con carácter permanente, particularmente útiles, para sustituir parcial o totalmente tejidos u órganos lesionados o destruidos, recordemos que un plástico ó polímero es un material orgánicos formados por largas cadenas moleculares, (normalmente largas cadenas de átomos de carbono), en las que se repite una pequeña moléculas llamado monómero (Ver figura 4.3). Fig. 4.3. Estructura del polietileno con su monómero. Madre Sediles A. Polímeros: Introducción y clasificación. Universidad de Zaragoza. 1999 Las propiedades de los plásticos son: - Resistencia a la corrosión y a los ataque químicos. - Baja densidad, lo que implica productos ligeros. - Aislantes eléctricos y térmicos. - La mayoría presentan buena flexibilidad. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 103 4.2.4.- Biomateriales cerámicos. Los materiales cerámicos son compuestos inorgánicos no metálicos: los silicatos, óxidos metálicos, carburos, hidruros, sulfuros y seleniuros refractarios. Son duros, no son dúctiles, ni sensibles a fenómenos de fluencia lenta, su comportamiento a fatiga ante cargas alterantes es deficiente, su resistencia a tracción es reducida y su resistencia a compresión elevada, y son inertes a los fluidos corporales. El óxido de aluminio o alúmina presenta una buena resistencia mecánica a compresión, pero su resistencia a tracción es baja y varía en función del procedimiento de fabricación. Es resistente al desgaste, su comportamiento a la fatiga y al envejecimiento es muy bueno. La circonia tiene un módulo de elasticidad menor que la alúmina y mayor resistencia mecánica y una mayor tenacidad. Los fosfatos de calcio, principalmente la hidroxiapatita, se emplean para reemplazar o reforzar tejidos dañados del cuerpo humano, por su similitud química con el componente inorgánico de los huesos de los vertebrados. 4.3.- Sistemas de fijación del LCA existentes. Las fijaciones que vamos a describir en este capítulo se pueden dividir entre fijaciones prominentes y fijaciones anatómicas. Las primeras sobresalen del hueso y las segundas quedan insertadas en él, normalmente en el propio túnel óseo realizado para colocar el injerto. Además, entre las fijaciones prominentes se pueden encontrar con la parte sobresaliente del hueso reducida, llamadas de perfil bajo. En los siguientes epígrafes se describen los distintos tipos de fijación. En cada uno de ellos se indica si se puede colocar en la tibia, en el fémur, o en ambos. También se señala si es de tipo prominente o de tipo anatómico. Además, se indican las casas comerciales que fabrican algunos de estos Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 104 productos y, para facilitar ulteriores consultas, en la bibliografía se dispone de un listado de las páginas web de algunas de estas empresas. 4.3.1.- Tornillo interferencial. El tornillo interferencial (interference screw) es un tornillo que se inserta en el túnel óseo practicado para colocar el injerto. El tornillo se coloca después del injerto y presiona a éste contra las paredes del túnel, realizando una fijación por interferencia. Se puede colocar tanto en la parte femoral como en la tibial (figura 4.5) y por quedar dentro del túnel óseo, es una fijación anatómica. Viene canulado para facilitar su colocación. Pueden ser de material no absorbible por el cuerpo humano (metálico, normalmente aleación de titanio) figura 4.6. o bien de material absorbible por el cuerpo humano (usualmente ácido poliláctico), como en la figura 4.7. A, en la figura 4.7. B se puede apreciar la cánula o conducto interno. Hay distintas variantes como son: rosca no cortante, cabeza redondeada, completamente roscado, etc. Fig. 4.5. Vistas radiográficas del tornillo interferencial. Autoinjerto y aloinjerto en la reconstrucción del ligamento cruzado anterior. M. PajaresLópez, J. Tercedor-Sánchez, N. Prados-Olleta y J.M. Vidal-Martín de Rosales. Servicio de Cirugía Ortopédica y Traumatología. Hospital Universitario Virgen de las Nieves. Granada.2004 www.conquestchronicles.com/special/the_acl_injury Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 105 A B Fig. 4.6. Tornillos interferenciales de titanio totalmente roscados (A). Tornillos interferenciales de titanio con cabeza redondeada (B). http://www.pce-brasil.com/artroscopia%20joelho%20reconstrucao.htm Biomet Sports Medicine http://www.biomet.com/ A B Fig. 4.7. Tornillos interferenciales biodegradables Biomet Sports Medicine http://www.biomet.com/ También hay un tornillo interferencial menor, para ser usado en combinación con el interferencial normal, de forma que se tenga una doble fijación, como se observa en la figura 4.8. A este sistema de fijación se le denomina fijación tricortical. Se recomienda su uso cuando el par de inserción del tornillo interferencial de la tibia es menor de 15 pulg*lib. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 106 Fig. 4.8. Fijación tricortical. Arthrex De General Catalogue © Arthrex Inc, 2000. Naples, Forida. USA El tornillo interferencial es el sistema de fijación más ampliamente estudiado en la bibliografía científica de la reparación del LCA, por ello, se puede decir que es el sistema de fijación estándar. Los tornillos interferenciales son válidos para fijar injertos con pastillas óseas asociadas, del tipo BPTB; o bien tendones libres, tipo DLSG. A estos tendones libres se les pueden suturar un trozo de hueso o de material absorbible (figura 4.9) para aumentar su fijación y evitar así el deslizamiento del injerto. Fig. 4.9. Uso del tornillo en tendón libre con una cuña ósea Hay un tipo de tornillo interferencial fabricado en material bioabsorbible, denominado Hexalon ® (Inion Ltd., Tampere, Finland) que tiene la particularidad de ser coloreado, facilitando así su visión artroscópica al colocarlo, ver figura 4.10. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 107 Fig. 4.10. Tornillo coloreado Hexalon ® En la figura 4.11. se pueden observar los fragmentos 20 meses después de la implantación, de un tornillo interferencial comparado con el original no usado, el tornillo es de L-PLA, es decir de Acido Poliláctico, pero el homopolímero L, este homopolímero presenta un mayor grado de cristalinidad, que el PLA, lo cual se confirma por el aspecto cristalino de los restos encontrados. Fig. 4.11. Restos encontrados de un tornillo interferencia de PLLA 20 meses después de la implantación. Stohelin et al. Clinical degradation and biocompatibility of different bioabsorbable interference screws: A report of six cases. Arthroscopy; 13:238-244. 1997 Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 108 Existe un sistema de tornillo interferencial con vaina, que nos parece muy interesante pues es de los que se aproxima a nuestro diseño, el sistema Johnson & Johnson Gateway®. El sistema no absorbible está compuesto por una camisa de expansión de polietileno de alta densidad y un tornillo interferencial de expansión. Al disponer de vaina, la rosca del tornillo no daña al injerto y el contacto injerto-hueso además, debido a la técnica operativa (ver figura 4.12.), cada uno de las partes del injerto quedan igualmente comprimidas contra el túnel óseo. Fig. 4.12. Tornillo interferencial con vaina. Johnson & Johnson Gateway, LLC 2000-2008 Los tornillos interferenciales se fabrican en dimensiones variadas para conseguir una buena fijación con distintos tamaños de túneles óseos y de injertos. Así, los diámetros oscilan entre 6 y 12 mm, siendo los más comunes los comprendidos entre 7 y 9 mm. En cuanto a las longitudes, éstas varían desde 17 a 50 mm, siendo los más usuales los comprendidos entre 20 y 40 mm. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 109 4.3.2.- Arandela dentada. La arandela dentada (spiked washer) consiste en una arandela con pequeños dientes que aseguran el injerto contra la cortical de la tibia mediante un tornillo (figura 4.13). Este tornillo puede ser bicortical, usualmente de 4.5 mm de diámetro y de una longitud que varia de 30 a 80 mm; o bien un tornillo de esponjosa, usualmente de 6.5 mm de diámetro y de una longitud que varia de 25 a 65 mm. En la fijación se recomienda disponer dos arandelas metálicas, y cuando se colocan, dos de las cuatro partes del injerto se enrollan 180º alrededor del tornillo en sentido horario, mientras las otras dos lo hacen en sentido antihorario, Las arandelas metálicas se pueden usar tanto en fijación tibial, que es lo más frecuente, como en la femoral, como estudian Scheffler et al. (2002) en su artículo. Es una fijación no anatómica, pues las arandelas sobresalen del hueso. Las arandelas suelen ser metálicas, de aleación de titanio para uso quirúrgico, sin embargo, también existen arandelas dentadas de material plástico. A B Fig. 4.13. Arandela metálica dentada y arandelas plásticas dentadas. http://www.socinser.es/i-d-i_desarrollados.php De Brown CH, Sklar JH. Op. Tech. in Sports Medicine, Vol 7, Nº 4, 1999: pp 201-213. © Lippincott Williams & Wilkins. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 110 El Washerloc (marca registrada de Arthrotek Inc., Ontario, Canadá) es una arandela metálica dentada grande que tiene cuatro clavos que sujetan el injerto y otros 19 dientes más pequeños que lo enclavan, como se ve en la figura 4.14. El conjunto se agarra con un tornillo de cortical que llega hasta la cortical posterior de la tibia. Esta fijación es de perfil bajo porque se realiza un avellanado en la tibia de manera que el Washerloc queda incluida en esta. La fijación con Washerloc es exclusivamente tibial. Fig. 4.14. Fijación del injerto con tornillo y arandela metálica WasherLocTM www.lovimedic.com 4.3.3.- Grapas. Existe una gran variedad de grapas de fijación con distintas ventajas y diseños, como muestra la figura 4.15. A, las usadas para fijar LCA son las mostradas en la figura 4.15 B. La fijación mediante grapas incluye normalmente dos grapas y es una fijación exclusivamente tibial. La técnica de las grapas dobles (two staples) consiste en grapar contra la cortical de la tibia los Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 111 miembros del injerto, darles la vuelta sobre la primera grapa ya puesta, y aplicar la segunda grapa (figura 4.16.). Es una fijación de perfil prominente, por quedar parte de las grapas fuera del hueso. A B Fig. 4.15. Distintos tipos de grapas. A. http://www.ortho.smith-nephew.com B. http://www.conmed.com Fig. 4.16. Fijación con dos grapas. Fig. 4.17. Fijación contornillo interferencial y grapa P. Imbert. Contrôle de la stabilite rotatoire et ligamentoplastie du LCA. Maîtrise Orthopédique. Paris. 2006. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 112 A veces, la parte sobresaliente del injerto fijado con un tornillo interferencial, se refuerza con una o dos grapas. Ver figura 4.17. Las grapas son metálicas, realizadas, por ejemplo, con aleación de cromo-cobalto. 4.3.4.- Suturas atadas a un poste. La técnica de fijación denominada suturas atadas a un poste (sutures tied to a post), consiste en amarrar el injerto, que puede ser simple, doble, triple o cuádruple, con una sutura y atarlas a un tornillo, que hace de poste, colocado a una cierta distancia en sentido distal del túnel de la tibia (figura 4.18 y 4.19). El tornillo al que van amarradas las suturas puede ser como el necesario para la fijación por arandelas, es decir, bicortical, usualmente de 4.5 mm de diámetro y de una longitud que varia de 30 a 80 mm; o bien un tornillo de esponjosa, usualmente de 6.5 mm de diámetro y de una longitud que varia de 25 a 65 mm. Es una fijación de perfil prominente y de uso exclusivamente tibial. Una variante de esta técnica de fijación consiste en amarrar las suturas a arandelas, fijando éstas con los tornillos. Fig. 4.18. Fijación por sutura atada a un poste. Fig. 4.19. Postes CONMED. ConMed Linvatec, ConMed Corporation. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 119 contacto y una mayor zona de presión entre implante y el hueso, rápida y fácil implantación ya sea abierta o mediante técnica endoscopia. Fig. 4.27. Taco expansivo Resofix. MD Supply Sarl. Switzerland. 2003 Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 120 Aunque nos hubiese gustado, poder ensayar y comparar este dispositivo, con nuestro tornillo expansor y determinar ventajas e inconvenientes, por la escasa lectura que hemos podido encontrar podemos indicar que su principal ventaja es tal vez el material en el que esta realizado, que es biodegradable, pero tiene el inconveniente de no ser cilíndrico, por lo que necesita un taladro especial para su inserción cosa que no ocurre con el desarrollado por nosotros, además esta expansión no será totalmente radial y uniforme y la inserción se realiza con un clavo interior, y por nuestra experiencia, ya que nosotros realizamos un prototipo con clavo de inserción, este método resulta bastante engorroso y se tiene que hacer la introducción a golpes, no existiendo una expansión suave, como se ha conseguido tornillo interior expansor totalmente roscado. 4.3.8.- Análisis critico de los sistemas de fijación. Para comparar los sistemas de fijación expondremos en primer lugar una tabla de valores de resistencia inicial y rigidez de los sistemas de fijación. La interpretación de los valores de la tabla está de acuerdo con los siguientes códigos:  Fijación: AR: Arandela; INT: Tornillo interferencial metálico; INT bio (n): Tornillo interferencial de material biodegradable (n indica distintos tipos dentro de un mismo estudio); SP: Suturas atadas a un poste; Ttrans: Tornillo transversal  Autores: Se indica sólo el autor principal. Para detalles consultar la bibliografía.  ESP (Espécimen): H: humano; P: porcino; B: bovino. F: fémur; T: tibia; FT: fémur y tibia conjuntamente (rodilla completa); F-T: fémur y tibia separadamente; TT: injerto fijado en dos tibias. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 121  Tipo Injerto: DLSG: Semitendinoso y gracilis doblado; SG: Semitendinoso y gracilis; DS: Doble semitendinoso; TS: Triple semitendinoso; QS: Cuádruple semitendinoso; BPTB (n): Hueso-tendón rotuliano-hueso (n indica el ancho en mm); EDP: Extensor Digital Porcino; EDB: Extensor Digital Bovino.  Edad media: Sólo aparece en caso de especímenes humanos. Entre paréntesis se encuentra el rango de edades. En algunos casos la edad media de los huesos (h) es distinta a la de los tendones (t).  Carga máxima: Valor de la carga máxima alcanzada en un ensayo de carga hasta rotura (no cíclico).  Rigidez: Se refiere al valor de la rigidez total, es decir, no se especifica la del sistema de fijación y tendón por separado. Es importante tener en cuenta que para el valor de rigidez, no es lo mismo que se pruebe toda la rodilla completa que sólo una parte, pues en este último caso las rigideces serán mayores. Fijación Autores ESP Tipo injerto Edad media (años) Carga máxima (N) Rigidez (N/mm) Anclaje óseo To (1999) H F DLSG 64 (t), 35 (h) 312 ± 35 25 ± 3 AR Paschal (1994) P T-F BPTB 309 ± 168 AR Steiner (1994) H FT DLSG 69.5 (48-79) 821 ± 219 29 ± 7 AR Giurea (1999) B F-T EDB 502 ± 128 AR Magen (1999) P T EDB 930 ± 323 126 ± 28 AR Steiner (1994) H FT SG 69.5 (48-79) 519 ± 165 20 ± 5 AR + SP Stapleton (1999) H FT DLSG (18-55) 736 ± 227 50 ± 22 AR + SP Stapleton (1999) H FT DS (18-55) 588 ± 314 23 ± 7 AR + SP Stapleton (1999) H FT TS (18-55) 699 ± 239 33 ± 11 AR tand + SP Scheffler (2002) H FT DLSG 39 (18-56) 554 ± 91 43 ± 10 AR tandem Magen (1999) H T DLSG 47 (t), 35 (h) 768 ± 293 181 ± 39 AR tandem Magen (1999) P T EDB 1375 ± 213 203 ± 42 Broche To (1999) H F DLSG 64 (t), 35 (h) 430 ± 27 23 ± 2 Broche + SP Scheffler (2002) H FT DLSG 39 (18-56) 505 ± 43 42 ± 10 Estribo Giurea (1999) B F-T EDB 898 ± 74 Grapas Magen (1999) P T EDB 705 ± 174 118 ± 47 INT Becker (2001) P F BPTB 763 ± 103 68 ± 10 INT Kousa (2001) P T BPTB 863 ± 192 80 ± 15 INT Paschal (1994) P T-F BPTB 535 ± 169 INT Pena (1996) H F BPTB 42 (32-57) 640 ± 201 Tabla 4.2. Valores de resistencia inicial y rigidez obtenidos por diversos autores Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 122 Fijación Autores ESP Tipo injerto Edad media (años) Carga máxima (N) Rigidez (N/mm) INT Rowden (1997) H FT BPTB 26 ± 6 (<42) 416 ± 166 51 ± 17 INT Rupp (1999) P TT BPTB 785 ± 210 INT Scheffler (2002) H FT BPTB 39 (18-56) 384 ± 170 66 ± 22 INT Steiner (1994) H FT BPTB 69.5 (48-79) 423 ± 175 46 ± 24 INT Stapleton (1999) H FT BPTB 10 (18-55) 583 ± 214 50 ± 22 INT Stapleton (1999) H FT BPTB 11 (18-55) 597 ± 240 42 ± 15 INT Stapleton (1999) H FT BPTB 9 (18-55) 506 ± 109 36 ± 14 INT Magen (1999) H T DLSG 47 (t), 35 (h) 350 ± 134 248 ± 52 INT Giurea (1999) B F-T EDB 691 ± 107 INT Magen (1999) P T EDB 776 ± 155 226 ± 56 INT Rowden (1997) H FT QS 26 ± 6 (<42) 612 ± 73 42 ± 23 INT (conc) Shino (2000) H T DLSG 51 (49-54) 344 ± 130 106 ± 34 INT (excen) Shino (2000) H T DLSG 51 (49-54) 340 ± 84 74 ± 24 INT (RCI 1) Stadelmaier (1999) H T DLSG 62.2 (42-85) 336 ± 124 INT (RCI 2) Stadelmaier (1999) H T DLSG 62.2 (42-85) 336 ± 109 INT (RCI) Aune (1998) H F BPTB 43 (33-52) 505 ± 25 46 ± 11 INT (RCI) Aune (1998) H F DLSG 43 (33-52) 240 ± 47 22 ± 11 INT (RCI) Caborn (1998) H F DLSG 69.4 ± 5 242 ± 91 INT (RCI) Scheffler (2002) H FT DLSG 39 (18-56) 207 ± 50 35 ± 10 INT (RCI) Giurea (1999) B F-T EDB 445 ± 44 INT + SP Steiner (1994) H FT BPTB 69.5 (48-79) 588 ± 282 33 ± 14 INT + SP(2) Steiner (1994) H FT BPTB 69.5 (48-79) 674 ± 206 50 ± 21 INT 7 mm Shapiro (1995) B FT BPTB 1161 ± 93 INT 9 mm Shapiro (1995) B FT BPTB 1198 ± 142 INT bio Kousa (2001) P T BPTB 837 ± 260 76 ± 20 INT bio Caborn (1998) H F DLSG 69.4 ± 5 341 ± 163 INT bio Becker (2001) P F EDP 480 ±133 126 ± 14 INT bio Scheffler (2002) H FT TS 39 (18-56) 375 ± 144 52 ± 15 INT bio a Rupp (1999) P TT BPTB 592 ± 136 INT bio b Rupp (1999) P TT BPTB 555 ± 108 INT bio c Rupp (1999) P TT BPTB 843 ± 302 INT bio α Pena (1996) H F BPTB 42 (32-57) 330 ± 130 INT bio β Pena (1996) H F BPTB 42 (32-57) 418 ± 118 INT bio1 Weiler (2000) B T TS (hum) 57.8 (t) 367 ± 78 18 ± 3 INT bio2 Weiler (2000) B T TS (hum) 57.8 (t) 479 ± 111 23 ± 4 INT bio3 Weiler (2000) B T TS (hum) 57.8 (t) 537 ± 139 39 ± 13 SP Steiner (1994) H FT BPTB 69.5 (48-79) 396 ± 124 27 ± 13 SP Steiner (1994) H FT DLSG 69.5 (48-79) 573 ± 109 18 ± 5 SP Magen (1999) P T EDB 830 ± 187 60 ± 14 SP Steiner (1994) H FT SG 69.5 (48-79) 335 ± 87 66 ± 26 Ttrans To (1999) H F DLSG 64 (t), 35 (h) 1126 ± 80 225 ± 23 Ttrans Becker (2001) P F EDP 1303 ±282 184 ± 34 WasherLoc Magen (1999) H T DLSG 47 (t), 35 (h) 905 ± 291 273 ± 56 WasherLoc Magen (1999) P T EDB 821 ± 193 200 ± 76 Tabla 4.2. Valores de resistencia inicial y rigidez obtenidos por diversos autores. Continuación. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 123 4.3.9.- Fijaciones anatómicas frente a las no anatómicas. La tendencia entre los investigadores sobre la fijación del LCA es que las fijaciones anatómicas (tornillo interferencial, tornillo transversal y tornillo expansivo) son preferibles a las extracorticales por varias razones que se exponen a continuación. Desde el punto de vista del paciente, la fijación anatómica es la que resulta más cómoda, porque no advierte el mismo la presencia de cuerpos extraños a través de la piel. Según Magen et al. (1999), las fijaciones de perfil prominente son peores porque causan dolor e irritación. Fu y otros (datos no publicados, referidos por Nagarkatti et al., 2001) sugieren que la fijación con suturas atadas a un poste o los broches dan lugar a una baja rigidez y permite los micromovimientos del injerto en el túnel, lo que llamaron “bungee cord effect”, y que puede causar un agrandamiento del túnel y un fallo temprano del injerto. Un problema adicional de la fijación externa en la tibia es la falta de tejido blando sobre el elemento fijador, lo que puede provocar irritación y a veces requiere una extracción del hardware (Shino y Pflaster, 2000) El problema de las fijaciones externas con materiales de aporte (Scheffler et al., 2002) consiste en que, aunque la resistencia sea elevada, la rigidez es bastante baja. En realidad no hay más que pensar que estamos colocando elementos en serie, y que en este caso la rigidez total siempre es más baja que la más baja de cualquiera de los elementos conectados. En esta línea, Paschal et al. (1994) concluyen que la fijación con tornillo interferencial es mejor que la postfijación, formada por suturas amarradas a un tornillo y arandela. Scheffler et al. (2002) muestran claramente que la fijación anatómica del injerto mejora significativamente la rigidez anterior de las reconstrucciones de rodilla durante la carga cíclica. Sugieren estos investigadores que la fijación anatómica se debe preferir al anclaje de los tendones de la corva y que se debe evitar el uso de materiales de unión. Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 124 Existe, según Magen et al. (1999) una fijación extracortical tibial que en cuanto a rigidez es capaz de competir con las anatómicas, el Whaserloc. Éste proporciona elevados valores de resistencia y adecuada rigidez. Las arandelas en tándem también funcionan muy bien en humanos, pero sólo cuando está bien realizado, con los dos tendones (gracilis y semitendinoso) de la longitud adecuada. Si el gracilis es muy pequeño y no llega a la segunda arandela el sistema de fijación es mucho peor. Por tanto, si el gracilis es muy pequeño es adecuado considerar otro método de fijación (Magen et al., 1999). No obstante, las fijaciones extracorticales producen unas resistencias iniciales de fijación más elevadas que las anatómicas (Scheffler et al., 2002), excepto para el tornillo transversal. El estudio de los datos de la tabla 30 parece sostener esta hipótesis, aunque sería necesario un análisis estadístico para confirmarlo. 4.3.10.- Análisis de las fijaciones anatómicas. El tornillo interferencial es el dispositivo de fijación sobre el que más literatura se dispone y, según numerosos autores, es considerado el estándar de fijación. Además, sirva para fijar tanto tendones sin inserciones óseas (DLSG), como con pastillas de hueso (BPTB). Sin embargo, el tornillo interferencial metálico tiene algunas desventajas. Primero, la cirugía de revisión con tornillos metálicos es a veces complicada porque los tornillos interferenciales son difíciles de retirar (Pena et al., 1996). Segundo, el tornillo metálico puede distorsionar las imágenes de los scanners de resonancia magnética. Sin embargo, si se usan tornillos de titanio en vez de acero inoxidable se minimizan los problemas con los scanners (Rupp (2) et al., 1999). Tercero, se puede producir la divergencia (Schroeder, 1990; Seitz et al., 1999), que consiste en que el tornillo no siga exactamente la misma dirección del túnel óseo, lo que da lugar a una fijación de muy mala calidad. Cuarto, la laceración de la sutura por el tornillo y el daño del injerto con la rosca del mismo, puede Materiales utilizados y sistemas de fijación del LCA. 125 provocar una más lenta osteointegración. Con el tornillo RCI se reduce el daño al injerto y Stadelmaier et al. (1999) no encontraron evidencias de laceración debidas al tornillo cuando ensayaron con este tipo de tornillos, sin embargo, a la vista de los resultados de la tabla 30, el RCI no parece un buen sistema de fijación. Para evitar algunos de los inconvenientes del tornillo interferencial metálico se ha desarrollado el tornillo interferencial biodegradable. La fijación con tornillos biodegradables parece ser una alternativa razonable a los tornillos de titanio (Kousa et al. 2001; Caborn et al. 1998). Estos autores no encuentran diferencia significativa en la carga máxima que son capaces de soportar los dos tipos de tornillo. Pena et al. (1996) indican que, aunque detectaron mayor resistencia con los tornillos metálicos, la resistencia de la fijación con tornillos biodegradables sigue siendo aceptable. La complicación intraoperatoria peor que presentan los biodegradables es que se pueden romper (6.3% de 189 operaciones, McGuire et al., datos no publicados, referidos por Pena et al. 1996). El tornillo transversal presenta el inconveniente de la incisión extra que hay que realizar en la parte distal del fémur. Sin embargo, el concepto de fijación, a nuestro entender, es el mejor que se puede practicar, porque al pasar el tendón doblado se puede desarrollar una alta fuerza de agarre. No obstante, es una fijación sólo femoral y que no vale para fijar la inserción ósea de los injertos. Los tornillos expansivos han demostrado buenas propiedades y avalan la idea de que la expansión radial es un buen método para la fijación de injertos de LCA. 127 CAPÍTULO 5 Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 5.1.- Introducción. Se han descrito los sistemas de fijación para injertos de LCA de la rodilla, incluyendo las ventajas e inconvenientes de estos dispositivos. El Departamento de Ingeniería Mecánica de la ULPGC lleva intentando desarrollar un sistema de fijación basado en la expansión radial, fruto de ese empeño ya se ha desarrollado una tesis doctoral (Martel, 2003) sobre este mecanismo, la idea original se ha rediseñado, en aras de conseguir optimizar los resultados que se plantearon. El principio de funcionamiento de la expansión radial, consiste en la compresión entre el injerto y el túnel óseo; esta compresión genera unas fuerzas de rozamiento que son las responsables de fijarlo a su inserción ósea. Este dispositivo es válido tanto para la fijación tibial como para la femoral, y se introduce a través de los túneles óseos con lo que no hacen falta más incisiones que las estrictamente necesarias para practicar los túneles. El concepto de la fijación radial nace de la idea de conseguir una fijación anatómica que no provoque daño al injerto, como ocurre con el tornillo interferencial, con la ventaja de no cortar los tendones y huesos con la rosca, y evitar torcer los tendones o que se produzcan desplazamientos de los injertos como a menudo ocurre con los tornillos interferenciales, mejorando la Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 128 estabilidad como resultado de un mayor contacto y una mayor zona de presión entre el implante y el hueso, rápida y fácil implantación ya sea abierta o mediante técnica endoscopia facilitando su osteointegración. Los sistemas de fijación femoral con tornillo transversal consiguen esto, pero sólo son válidos para el fémur y requieren una incisión adicional. Por esto, se ha pensado en que la idea de expansión que provoca una compresión del injerto contra el hueso solventaría estos problemas, ya que según Having (datos no publicados, referidos por Nagarkatti et al., 2001) la compresión del injerto contra la pared del túnel puede producir una mejora en la curación. En esta línea se han desarrollado algunos sistemas de fijación como el tornillo interferencial con vaina (figura 4.12), y el tornillo expansivo (apartado 4.3.7), pero pensamos que la expansión que consiguen estos dispositivos no es tan uniforme como la lograda con nuestro mecanismo. El nuevo mecanismo está diseñado para injertos libres, es decir, sin inserciones óseas, normalmente de los tendones gracilis y semitendinoso (DLSG). No obstante, no se descarta su validez para injertos con pastillas óseas, como habitualmente se hace con el tendón rotuliano (BPTB). En este estudio no se comprobará este extremo, porque se utilizaran exclusivamente tendones libres. 5.2.- Descripción del anterior mecanismo y sus modificaciones. Para nuestro trabajo partimos del diseño base indicado en la fotografía, Nº 5.1 desarrollado en la tesis de Martel, 2003. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 129 5.2.1.- Dispositivo con clavo interior expansor. Este mecanismo de expansión mostrado en la figura 5.1, tiene 31 mm, de largo por 8 mm, de diámetro sin expandir y el material empleado en su fabricación es aleación de titanio grado 5, TiAl6V4, que es el mismo empleado en el tornillo interferencial, en la imagen se puede apreciar el dispositivo montado y expandido. En el despiece (figura 5.7) se puede ver como el elemento interior que logra la expansión es un elemento liso; el fabricante del dispositivo, fue Talleres Coso SL, Lleida, España. Fig. 5.1. Mecanismo expandido. De Martel. Validación y rediseño de mecanismo de expansión radial para la fijación ósea de injerto de ligamento cruzado anterior de la rodilla. UNIVERSIDAD DE LAS PALMAS DE GRAN CANARIA (2003). El mecanismo expansor para LCA consta de varias piezas1, que le permiten el efecto de expansión. La primera pieza se le denomino tornillo base pero nosotros la vamos a llamar cuerpo guía, esta sirve de soporte al resto del conjunto (figuras. 5.2 y 5.3). El tornillo base tiene cuatro ranuras longitudinales, dispuestas a 90º entre sí, que sirven de soporte a las alas móviles (figuras. 5.4 y 5.5). Las alas tienen una parte circular exterior que será la que entre en contacto con el hueso o con el injerto, y una parte circular 1 Todas las piezas del mecanismo están fabricadas del mismo material, por lo cual tendrían el mismo color. Se han dibujado de distintos colores para que resulte más fácil distinguir entre ellas. Asimismo, las roscas no se han dibujado. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 136 Fig. 5.15. Despiece del dispositivo con el tornillo interior roscado. Tenemos que destacar que para poder hacer esta modificación se tuvo que añadir una “tuerca roscada” (Ver figura 5.15), que permitiera la introducción del tornillo interior expansor. Este tornillo interior al venir roscado tuvimos que hacerlo de 3,80 mm, de diámetro para que produjera la expansión, como lo hacia el clavo interior, pero el cuerpo guía tenia una rosca interior de mayor diámetro 4,8 mm, por lo que se tuvo que añadir una tuerca roscada, cuyo diámetro exterior coincide con el del cuero guía y su rosca interior nos permite introducir el tornillo de 3,8 mm, de diámetro. Como vemos las modificaciones hasta ahora solo han sido mínimas, pero nos permitieron al realizar gran numero de ensayo y comprobar que estábamos en un buen camino al observar que la expansión se empezaba a realizar con bastante suavidad, aunque persistía el problema del escaso rozamiento entre el tendón y el tornillo, teniendo por tanto escasa adherencia con el tendón, dado que como hemos comentado la superficies de las alas son extremadamente lisas. Tuerca roscada Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 137 5.3.- Descripción del nuevo mecanismo. Para el desarrollo del nuevo mecanismo, tomamos como partida el dispositivo descrito en el apartado 5.2.3., con el cual se realizaron un gran numero de ensayo para poder comprobar las mejoras introducidas, como fue el conseguir que la expansión se empezaba a realizar con bastante suavidad, y también detectamos los problemas congénito de este prototipo, pues persistía el escaso rozamiento entre tendón y tornillo, dada la insuficiente adherencia con el tendón, por el perfil que tenían las alas, que como hemos comentado, sus superficies son extremadamente lisas. El fabricante del dispositivo, fue Talleres de Reparación de Maquinaria Valentín Sanz Gómez, Las Palmas de Gran Canaria, España. 5.3.1.- Primer prototipo. Como los resultados obtenidos en ensayos, como se indico anteriormente, no eran totalmente concluyentes se opto por una modificación más en profundidad del dispositivo, dotándolo de una superficie ranurada para aumentar el efecto de rozamiento principio por el que funciona la expansión, así se llego al dispositivo indicado en la figura 5.16., en el que lo comparamos con el prototipo base anterior. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 138 Fig.5.16. Comparación del nuevo prototipo. Este nuevo prototipo tiene 9,1 mm de diámetro sin expandir y una longitud de 31,8 mm, una vez insertado el tornillo expansor con 3,80 mm, se expande hasta 11,5 mm (el prototipo antiguo tenia 8 mm, de de diámetro sin expandir por 31 mm de largo, el diámetro una vez expandido era de 10.8 mm), como vemos partimos de un diámetro un poco mayor (1,1mm) y conseguimos una mayor expansión. Si nos fijamos en el nuevo prototipo de tornillo, observamos en la figura 5.17 y 5.18, que esta formado por tres partes fundamentales bien diferenciadas, el cuerpo guía, las aletas y el extremo cónico. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 139 Fig. 5.17. Dispositivo ranurado Fig. 5.18. Despiece del prototipo Cuerpo guía. Tenemos el cuerpo interior que lo vamos a llamar cuerpo guía, este tiene cuatro guías, por un extremo tenemos una especie de tuerca, cuyo interior Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 140 tiene una rosca de métrica 4, por donde vamos a enroscar el tornillo interior expansor, en el otro extremo tenemos rosca métrica 7, donde enrosca el extremo cónico, que a su vez cierra las cuatro aletas. La zona en donde se alojan las guías tiene 6,8 mm, de diámetro y 22 mm de longitud mientras que la zona que aparenta ser una tuerca tiene 9 mm, de diámetro y 4 mm de longitud, en su conjunto tiene 26 mm de longitud. (Ver figura 5.19). Fig. 5.19. Cuerpo guía. En el extremo en que tenemos la rosca 7x100, en su interior se aloja una pieza cilíndrica o casquillo que sirve de refuerzo y tope, que tiene 5,3 mm de diámetro y 4,20 mm de longitud. (Ver figura 5.20) Fig. 5.20. Cuerpo guía y casquillo tope. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 141 Esta pieza del mecanismo, que hemos denominado casquillo que muestra la figura 5.20, teniene por función, darle al mecanismo una rigidez antes los esfuerzos laterales a los que se va a estar sometido. Aletas. Tenemos cuatro aletas iguales, como muestra la figura 5.21., a las que se la han hecho por fuera un ranurado transversal al eje principal del tornillo, ese ranurado tiene un paso de 2 mm. Fig. 5.21. Aletas ranuradas. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 142 Estas alas tienen 17,5 mm de longitud por 6,30 de ancho y 4 mm de alto como apreciamos en la figura 5.22. Fig. 5.22. Vista lateral y frontal de las alas. Las hendiduras están diseñadas de forma tal que cuando se tire, enganchen al tendón, observemos como queda la hendidura con respecto a la cabeza o extremo cónico del tornillo en la figura 5.23. En esa misma figura podemos apreciar como el ala tiene en su extremo un rebaje o achaflanado, para facilitar la entrada suave del tornillo interior roscado. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 143 Fig. 5.23. Detalle del ala con respecto a la cabeza del tornillo. Este ranurado que tiene 0,4 mm, de abertura y 0,4 mm, de profundidad, con un ángulo de 45º, como podemos apreciar en la figuras 5.24. Fig. 5.24. Detalle del ángulo, abertura y paso del rasurado. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 144 Extremo cónico. El extremo con acabado cónico tiene un ángulo de 30º con respecto a la horizontal y tienen una rosca interior métrica 7 para poder enroscar el cuerpo guía. (Ver figuras 5.25 y 5.26). Fig. 5.25. Angulo de 30º del extremo cónico. Fig. 5.26. Rosca métrica 7 en el interior del extremo cónico. Evolución del nuevo sistema de fijación del LCA. 145 5.3.2.- Segundo prototipo. Prototipo final. Basados en el primer prototipo se realizaron una serie de modificaciones muy ligeras al mismo, por lo que solo vamos a comenta estas modificaciones ya que la estructura del tornillo básicamente es la misma. La primera modificación fue introducir en el casquillo o tapa un taladro que sirve para pasar un hilo de sutura, de tal forma que al tirar desde ahí facilitemos la inserción del mecanismo. Esta modificación ya la tenia el dispositivo con clavo interior expansor, ver apartado 5.2.1. y nos pareció correcta, pues facilita el alojamiento del tornillo en e túnel óseo. (Ver figura 5.27). Fig. 5.27. Detalle del taladro en el casquillo o tapa. Taladro situado en el casquillo Resultados obtenidos. 248 De este análisis se desprende que a 5 mm, de desplazamiento, las velocidad de 30 mm/min con 4000 mm/min y 300 mm/min con 4000 mm/min son significativamente independientes, el resto de casos no lo son. Es decir que para el resto de esos casos no podemos afirmar que la carga media obtenida sea significativamente mayor o menor. - Análisis para 6 mm: Suma de cuadrados Gl Media cuadrática F Sig. Inter-grupos 554331,72 4138582,93 2,8973896 0,03232386 Intra-grupos 2152362,2 45 47830,2711 Total 2706693,92 49 Tabla 7.33. ANOVA de carga con factor velocidad de tiro para 6 mm. Intervalo de confianza al 95% (I) Velocidad (J) Velocidad Diferencia de medias (I-J) Error típico Sig. Límite inferior Límite superior 300 -1,600000 97,806207 0,99999998 -279,51145 276,31145 600 -45,100000 97,806207 0,99038606 -323,01145 232,81145 1200 -186,600000 97,806207 0,32809687 -464,51145 91,31145 30 4000 -258,900000 97,806207 0,07866917 -536,81145 19,01145 30 1,600000 97,806207 0,99999998 -276,31145 279,51145 600 -43,500000 97,806207 0,99161789 -321,41145 234,41145 1200 -185,000000 97,806207 0,33659213 -462,91145 92,91145 300 4000 -257,300000 97,806207 0,08162011 -535,21145 20,61145 30 45,100000 97,806207 0,99038606 -232,81145 323,01145 300 43,500000 97,806207 0,99161789 -234,41145 321,41145 1200 -141,500000 97,806207 0,60146125 -419,41145 136,41145 600 4000 -213,800000 97,806207 0,20363631 -491,71145 64,11145 30 186,600000 97,806207 0,32809687 -91,31145 464,51145 300 185,000000 97,806207 0,33659213 -92,91145 462,91145 600 141,500000 97,806207 0,60146125 -136,41145 419,41145 1200 4000 -72,300000 97,806207 0,94605846 -350,21145 205,61145 30 258,900000 97,806207 0,07866917 -19,01145 536,81145 300 257,300000 97,806207 0,08162011 -20,61145 535,21145 600 213,800000 97,806207 0,20363631 -64,11145 491,71145 4000 1200 72,300000 97,806207 0,94605846 -205,61145 350,21145 Tabla 7.34. Comparación múltiple de Tukey de las cargas con factor velocidad de tiro a 6 mm. Resultados obtenidos. 249 De este análisis se desprende que a 6 mm., de desplazamiento, los datos de todas las curvas no son significativamente independientes. Es decir que no podemos afirmar que la carga media obtenida sea significativamente mayor o menor. 7.1.3.- Composición de todas las curvas. Si montamos todas las curvas obtenidas, vemos un mejor comportamiento del tornillo de expansión. (Ver figura 7.7). COMPOSICIÓN DE TODAS LAS VELOCIDADES 0 100 200 300 400 500 600 700 01234567 mm N 30 mm/min Tornillo Interferencial 300 mm/min Tornillo interferencial 600 mm/min Tornillo Interferencial 1200 mm/min Tornillo Interferencial 4000 mm/min Tornillo Interferencial 30 mm/min Tornillo Expasión 300 mm/min Tornillo Expansión 600 mm/min Tornillo Expansión 1200 mm/min Tornillo Expansión 4000 mm/min Tornillo Expansión Fig.7.7. Composición de todas las curvas obtenidas con los datos obtenidos en las tablas 7.1, 7.2, 7.3, 7.4, 7.5, 7.18, 7.19, 7.20, 7.21 y 7.22, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) en tornillo interferencial y de expansión. Resultados obtenidos. 250 7.1.4.- Comparación para cada velocidad entre expansión e interferencial. Para detectar mejor esta tendencia vamos a ver el comportamiento de forma individualizada, comparado para cada una de las velocidades los resultados obtenidos entre el tornillo de expansión y el tornillo interferencial tenemos: - Comparación a 30 mm/min. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y DE EXPANSIÓN A 30 mm/min. 0 100 200 300 400 500 600 01234567 mm N 30 mm/min T. interferencial. 30 mm/min T. Expansión. Fig.7.8. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.1 y Tabla 7.18. Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras de los dos sistemas mostrados en la figura 7.8. . Resultados obtenidos. 251 (30 mm/min Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,244891 2 mm 0,105531 3 mm 0,025298 4 mm 0,011909 5 mm 0,015476 6 mm 0,030511 Tabla 7.35. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Se comprueba que existe diferencia significativa a partir de los 2 mm de deslizamiento pues p < 0,05, por lo que podemos afirmar que el tornillo de expansión tiene un mejor comportamiento. - Comparación a 300 mm/min. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y EXPANSIÓN 300 mm/min 0 100 200 300 400 500 600 700 01234567 mm N 300 mm/min T. Interferencial 300 mm/min T. Expansión Fig.7.9. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.2 y Tabla 7.19. Resultados obtenidos. 252 Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas de la figura 7.9. . (300 mm/min Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00871 2 mm 0,00288 3 mm 0,00486 4 mm 0,03725 5 mm 0,16551 6 mm 0,33165 Tabla 7.36. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Comprobamos un mejor comportamiento del tornillo de expansión desde 1 hasta 4 mm de deslizamiento, pues tenemos una p < 0,05, lo que nos indica un valor de media de carga muy superior, para el tornillo de expansión; para 5 y 6 mm no existe diferencia significativa pues p > 0,05, por lo que el comportamiento de ambos tornillos es similar. Resultados obtenidos. 253 - Comparación a 600 mm/min. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y EXPANSIÓN 600 mm/min 0 100 200 300 400 500 600 700 01234567 mm N 600 mm/min T. Interferencial 600 mm/min T. Expansión Fig.7.10. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.3 y Tabla 7.20. Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas de la figura 7.10. . (600 mm/min Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00627 2 mm 0,42863 3 mm 0,65599 4 mm 0,98966 5 mm 0,85710 6 mm 0,66821 Tabla 7.37. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Resultados obtenidos. 254 Se comprueba que no existe diferencia significativa entre los dos sistemas pues p > 0,05, (a excepción de 1 mm) por lo que podemos afirmar un comportamiento similar en el tornillo interferencial y de expansión. - Comparación a 1200 mm/min. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y EXPANSIÓN 1200 mm/min 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 01234567 mm N 1200 mm/min T. Interferencial 1200 mm/min T. Expansión Fig.7.11. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.4 y Tabla 7.21. Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas de la figura 7.11. Resultados obtenidos. 255 (1200 mm/min Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,15932 2 mm 0,72311 3 mm 0,84927 4 mm 0,69512 5 mm 0,39779 6 mm 0,25226 Tabla 7.38. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Al observar la simple gráfica se observa que no podemos diferenciar la media de una curva de la otra, y en efecto no existe diferencia significativa entre los dos sistemas pues p > 0,05, por lo que podemos afirmar un comportamiento similar en el tornillo interferencial y de expansión. - Comparación a 4000 mm/min. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y EXPANSIÓN 4000 mm/min 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 01234567 mm N 4000 mm/min T. Interferencial 4000 mm/min T. Expansión Fig.7.12. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.5 y Tabla 7.22. Resultados obtenidos. 256 Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas de la figura 7.12. . (4000 mm/min Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,06904 2 mm 0,27539 3 mm 0,24467 4 mm 0,41565 5 mm 0,55489 6 mm 0,47951 Tabla 7.39. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. En la simple gráfica se observa que no podemos diferenciar la media de una curva de la otra, y en efecto no existe diferencia significativa entre los dos sistemas pues p > 0,05, por lo que podemos afirmar un comportamiento similar en el tornillo interferencial y de expansión, es decir que la diferencia de las media de la carga en los tornillos interferencial y expansión a cada milímetro de desplazamiento tiende a cero no pudiendo afirmar que uno u otro tiene una media mayor. A la vista de los resultados de las curvas anteriores y según el estudio estadístico aplicado, observamos un mejor comportamiento del tornillo de expansión a bajas velocidades (30 y 300 mm/min); a altas velocidades 600, 1200 y 4000 mm/min, vemos que ambos tornillos se comportan similarmente. Creemos que aumentando el número de ensayos a altas velocidades se detectaría un mejor comportamiento del tornillo de expansión. Resultados obtenidos. 257 7.1.5.- Análisis de varianza (ANOVA) con medidas repetidas (MR). Procedimiento MLG. Modelo Lineal General de Medidas Repetidas en ensayos de pull-out a diferentes velocidades. Como se indicó en el apartado de materiales y métodos, para completar el estudio estadístico vamos a realizar un Análisis de Varianza con Medidas Repetida, pues en el estudio particularizado a cada milímetro de desplazamiento, cuando realizamos más de un contraste estadísticos se pueden arrastrar errores que globalmente pueden disminuir la significancia, por eso realizamos este análisis global de todas las curvas, pero no punto a punto sino mirando las curvas de forma completa, lo que nos permite comparar la media de cada grupo. Creamos una tabla con el programa SPSS como la de la figura, con todos los datos de los dos tornillos y todas las velocidades. (Ver figura 7.13.). Fig.7.13. Datos registrados por el porgada SPSS de los tornillos interferencial y de expansión. Resultados obtenidos. 264 Donde obtenemos la recta y = 34,613 X + 7,1481 de la que extraemos la pendiente 34,613 que representa la pendiente y por tanto la rigidez de la curva. R2 representa la exactitud con que la nube de puntos se asemeja a la recta de regresión, como vemos, en este caso la nube de puntos se asemeja a la recta de regresión en un 98,87%. Si registramos las medias obtenidas de las tablas de datos obtenemos una rigideces medias para cada velocidad que son: (Ver Tabla 7.43 y Tabla 7.44) Rigidez Tornillo interferencial de 9 mm. Tendón de 6,5 mm. Túnel 9mm. Tornillo de expansión. Tendón de 6 mm. Túnel 10,5 mm. (N/mm) (N/mm) 30 mm/min 300 mm/min 600 mm/min 1200 mm/min 4000 mm/min 30 mm/min 300 mm/min 600 mm/min 1200 mm/min 4000 mm/min 34,61 29,3 17,73 75,84 95,61 108,91 107,15 105,24 35,28 58,64 111,5 31,84 31,82 84,4 117,66 81,45 90,5 43,85 39,04 101,61 87,58 35,48 25,42 75,98 60,85 196,81 23,03 64,37 127,56 173,85 192,53 38,41 13,64 48,73 34,96 124,42 34,94 96,92 91,04 50,08 73 35,59 42,46 63,72 68,39 82,15 96,98 55,57 124,38 87,49 49,8 70,15 82,11 125,89 110,51 128,43 86,32 42,51 85,4 52,42 51 27,56 36,95 84,52 54,55 53,55 23,93 54,53 42,22 132,95 125,98 16,37 38,6 94,81 96,54 136,64 69,92 62,18 83,24 110,88 60 32,69 96,54 75,21 81,52 86,28 38,95 89,16 59,94 100,52 167,06 58,52 75,93 58,08 70,34 120,65 67,61 89,08 55,26 112,9 131,19 37,32 46,12 78,718 79,093 111,929 µ 63,933 70,341 74,336 98,134 105,009 14,81 28,62 21,42 26,10 39,74 σ 31,54 22,79 33,65 38,61 49,44 Tabla 7.43. Tabla de datos de rigideces en tornillo interferencial y de expansión. Resultados obtenidos. 265 RIGIDEZ N/mm 30 mm/min 300 mm/min 600 mm/min 1200 mm/min 4000 mm/min TORNILLO INTERFERENCIAL 37,32 ± 14,81 46,1 ± 28,62 78,72 ± 21,42 79,09 ± 26,10 111,93 ± 39,74 TORNILLO EXPANSIÓN 63,93 ± 31,54 70,34 ± 22,79 74,34 ± 33,65 98,13 ± 38,61 105,01 ± 49,44 Tabla 7.44. Tabla de datos de rigideces medias en tornillo interferencial y de expansión. Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los sistemas a cada una de las velocidades. (Interferencialexpansión) Velocidad Significancia. 30 mm/min 0,02107 300 mm/min 0,05076 600 mm/min 0,73232 1200 mm/min 0,21269 4000 mm/min 0,73242 Tabla 7.45. T-Student para variable rigidez con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Se observa que a excepción de la velocidad de 30 mm/min no podemos indicar que la media de la rigidez en el tornillo de expansión sea mayor que en el tornillo interferencial, es decir que la rigideces en ambos tornillos no tienen diferencia significativa pues p > 0,05, por lo que podemos afirmar un comportamiento similar en el tornillo interferencial y de expansión, con la singularidad de la velocidad de 30 mm/min donde si existe diferencia significativa. De estos resultados observamos como la rigidez aumenta a medida que aumenta las velocidades de tiro, este comportamiento es claro en ambos Resultados obtenidos. 266 tornillos, y aunque observamos una mayor rigidez media en el tornillo de expansión para cada velocidad, las diferencias no son significativa a excepción de la velocidad de 30 mm/min. 7.1.7.- Relación entre el par de apriete y la carga máxima de extracción. Vamos a ver si existe relación entre los pares de apriete y las cargas máximas de extracción obtenidas en los ensayos de tracción, en definitiva queremos detectar si para un mayor par de apriete tenemos mayor fuerza máxima, para buscar si existe esta relación nos basáramos en análisis de regresión lineal, expresando los resultados en términos de la recta de regresión, de la que extraemos R2 que representa la exactitud con que la nube de puntos se asemeja a la recta de regresión, tanto más fuerte cuanto más próximo a +1 (ó -1) sea el valor de R2. Tornillo interferencial. - Para 30 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN. y = 286,4x - 327,21 R 2 = 0,2489 0 100 200 300 400 500 600 700 800 00,511,522,53 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Interferencial 30 mm/min Lineal (Interferencial 30 mm/min) Fig.7.20. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. Resultados obtenidos. 267 De los datos logrados para la velocidad de 30 mm/min con tronillo interferencial mostrados en la obtenemos el grafico de la figura 7.20, donde vemos como R2 = 0,24, coeficiente que nos dice que no existe buena bondad del ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para 300 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 154,54x + 37,654 R 2 = 0,3418 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 00,511,522,533,544,55 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Interferencial 300 mm/min Lineal (Interferencial 300 mm/min) Fig.7.21. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. De los datos logrados para la velocidad de 300 mm/min con tornillo interferencial, obtenemos el grafico de la figura 7.21, en el que vemos como R2 = 0,34, coeficiente que nos dice que no existe buena bondad del ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. Resultados obtenidos. 268 - Para 600 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 60,718x + 366,48 R 2 = 0,0901 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 00,511,522,533,544,55 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Interfrerencial 600 mm/min Lineal (Interfrerencial 600 mm/min) Fig.7.22. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. De los datos logrados para la velocidad de 600 mm/min, obtenemos el grafico de la figura 7.22, donde vemos como R2 = 0,09, coeficiente que nos indica en la practica un nulo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para 1200 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 115,17x + 197,48 R 2 = 0,1579 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 00,511,522,533,54 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Interferencial 1200 mm/min Lineal (Interferencial 1200 mm/min) Fig.7.23. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. Resultados obtenidos. 269 De los datos logrados para la velocidad de 1200 mm/min con tornillo interferencial, obtenemos el grafico de la figura 7.23, en el que se aprecia como R2 = 0,16, coeficiente que indica un bajísimo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para 4000 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = -96,394x + 921,17 R 2 = 0,0345 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Interferencial 4000 mm/min Lineal (Interferencial 4000 mm/min) Fig.7.24. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. De los datos logrados para la velocidad de 4000 mm/min con tronillo interferencial, obtenemos el grafico de la figura 7.24, en el que se aprecia como R2 = 0,04, coeficiente que nos dice que no existe prácticamente ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. Por tanto podemos afirmar que en los ensayos de tracción (pull-out) a diferentes velocidades con tornillo interferencial no detectamos ninguna tendencia con respecto al par de apriete, aunque inicialmente se podría pensar que cuanto más grande fuese el par de apriete, la presión ejercida sobre el tendón implicaría obtener mejores resultados en carga de extracción, esto no ocurre así, por lo que tanpoco tendría sentido hacer un instrumento para el medico que midiese los pares de apriete. Resultados obtenidos. 270 Tornillo de expansión. - Para 30 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 689,08x + 130,02 R 2 = 0,7115 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 0,8 0,9 1 Par de apriete (N-m) Fmax Expansión 30 mm/min Lineal (Expansión 30 mm/min) Fig.7.25. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. De los datos logrados para la velocidad de 30 mm/min con tornillo de expansión, obtenemos el grafico de la figura 7.25, en el que se aprecia como R2 = 0,71, coeficiente que nos dice que no existe buena bondad del ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para 300 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 736,57x + 204,84 R 2 = 0,7646 0 200 400 600 800 1000 1200 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 Par de apriete (N-m) Fmax Expansión 300 mm/min Lineal (Expansión 300 mm/min) Fig.7.26. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. Resultados obtenidos. 271 De los datos logrados para la velocidad de 300 mm/min con tornillo de expansión, obtenemos el grafico de la figura 7.26, en el que se aprecia como R2 = 0,76, coeficiente que nos dice que no existe buena bondad del ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para 600 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 15,685x + 433,33 R 2 = 0,0512 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 024681012 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Expansión 600 mm/min Lineal (Expansión 600 mm/min) Fig.7.27. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. De los datos logrados para la velocidad de 600 mm/min con tornillo de expansión, obtenemos el grafico de la figura 7.27, en el que se aprecia como R2 = 0,06, coeficiente que nos indica un bajísimo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. Resultados obtenidos. 272 - Para 1200 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 713,5x + 310,11 R 2 = 0,4917 0 200 400 600 800 1000 1200 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Expansión 1200 mm/min Lineal (Expansión 1200 mm/min) Fig.7.28. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. De los datos logrados para la velocidad de 1200 mm/min con tornillo de expansión, obtenemos el grafico de la figura 7.28, en el que se aprecia como R2 = 0,49, coeficiente que nos dice que no existe buena bondad del ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para 4000 mm/min. RECTA DE REGRESIÓN y = 445,62x + 560,91 R 2 = 0,142 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 1,4 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Expansión 4000 mm/min Lineal (Expansión 4000 mm/min) Fig.7.29. Recta de regresión para pares de apriete y fuerzas máximas. Resultados obtenidos. 273 De los datos logrados para la velocidad de 4000 mm/min con tornillo de expansión, obtenemos el grafico de la figura 7.29, en el que se aprecia como R2 = 0,14, coeficiente que nos indica un bajísimo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. Por tanto podemos afirmar que en los ensayos de tracción (pull-out) a diferentes velocidades con tornillo de expansión no detectamos ninguna tendencia con respecto al par de apriete, aunque inicialmente se podría pensar que cuanto más grande fuese el par de apriete, la presión ejercida sobre el tendón implicaría obtener mejores resultados en carga de extracción, esto no ocurre así, por lo que tanpoco tendría sentido hacer un instrumento para el medico que midiese los pares de apriete. 7.2.- Ensayos tipo B de tracción (pull-out), con tornillo interferencial y de expansión en bloques de poliuretano. Como se indica el apartado de materiales y métodos utilizaremos tres materiales (Apartado 6.4.3.): Poliuretano 30/40, Poliuretano 20/40 y Poliuretano 10/40. Todos los ensayos se realizaran a la velocidad de 30 mm/min, buscando comparar resultados entre los diferentes materiales empleado y los ya obtenidos en hueso para esta velocidad. Resultados obtenidos. 280 - Para velocidad 30 mm/min. Velocidad 30 mm/min; Túnel 10,5 mm; Tornillo de expansión de 9 mm; Tendón de 6 mm. Bloque de Poliuretano 30/40 Fuerzas (N) Ensayos Par de Apriete (N-m) Rigidez (N/mm) Fmax mm 1mm 2mm 3mm 4mm 5mm 6mm 1 2,65 187,59 1584 7,76 129 268 450 666 865 1141 2 1,73 195,64 1330 7,27 155 267 443 687 933 1155 3 1,45 115,41 865 8,27 95 174 263 416 558 687 4 1,29 181,05 1255 8,03 155 336 522 672 890 1093 5 1,14 109,73 432 7,30 118 236 345 402 400 408 6 0,75 116,34 728 19,5 106 201 338 477 595 640 7 1,16 245,24 1154 5,2 148 367 662 926 1129 1059 8 2,23 225,28 1501 7,03 85 176 366 664 1016 1287 9 2,10 150,62 937 9,06 75 174 335 512 689 848 10 1,95 150,71 1465 9,16 44 97 199 362 637 950 µ 1,65 1125,1 8,858 111 229,6 392,3 578,4 771,2 926,8 σ 0,588 375,38 3,906 37,05 82,04 132,79 174,93 230,00 276,58 Tabla 7.48. Datos obtenidos para velocidad 30 mm/min con tornillo de expansión en bloque de Poliuretano 30/40. Si llevamos los datos de la tabla a un diagrama en el que estudiamos las cargas medias obtenidas cuando el tendón se desplaza desde 1 a 6 mm, como hicimos anteriormente obtenemos. (Figura 7.35.). Resultados obtenidos. 281 CURVA TORNILLO EXPANSIÓN BLOUE DE POLIURETANO30/40 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 01234567 mm N 30 mm/min Fig.7.35. Curva obtenida con los datos de las medias de la Tabla 7.48, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo de expansión en bloque de Poliuretano 30/40. 7.2.4.- Comparación de datos entre bloque de poliuretano 30/40 y hueso de porcino con tornillo de expansión. Si comparamos los datos obtenidos en el taco de poliuretano, con los datos obtenidos en el ensayo realizado con hueso de porcino a la misma velocidad de extracción, es decir 30 mm/min, con tornillo de expansión, cuyos resultados tenemos en la Tabla 7.18, obtenemos la figura 7.36. Resultados obtenidos. 282 Resultados obtenidos en hueso: Velocidad 30 mm/min; Túnel 10,5 mm; Tornillo de expansión de 9 mm; Tendón de 6 mm. Fuerzas (N) Ensayos Par de Apriete (N-m) Rigidez (N/mm) Fmax mm 1mm 2mm 3mm 4mm 5mm 6mm 1 0,93 107,15 813 8,12 72 129 239 362 512 630 2 0,38 90,50 534 5,32 71 169 283 423 506 472 3 0,33 23,03 162 6,28 49 70 94 122 141 154 4 0,19 34,94 244 7,24 59 98 137 178 199 215 5 0,80 96,98 564 6,67 76 145 273 390 474 523 6 0,40 86,32 513 10,31 77 147 235 340 424 479 7 0,18 23,93 170 4,81 62 105 139 161 164 158 8 0,38 69,92 432 9,00 71 110 181 268 352 388 9 0,32 38,95 443 26,42 100 175 230 257 264 261 10 0,41 67,61 402 6,93 82 142 208 291 352 386 µ 0,43 427,70 9,11 71,9 129 201,9 279,2 338,8 366,6 σ 0,244 199,24 6,29 13,84 33,07 62,52 101,75 140,89 163,73 Tabla 7.18. Datos obtenidos en hueso de porcino para velocidad 30 mm/min en tornillo de expansión. Al comparar datos obtenemos: COMPARACIÓN BLOQUE DE POLIURETANO 30/40 - HUESO DE PORCINO 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 01234567 mm N Hueso de porcino Poliuretano 30/40 Fig.7.36. Curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.18 y Tabla 7.48, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo de expansión en hueso de porcino y bloque de Poliuretano 30/40. Resultados obtenidos. 283 Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas. (Bloque de Poliuretano 30/40 - Hueso de Porcino) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00584 2 mm 0,00206 3 mm 0,00067 4 mm 0,00018 5 mm 7,989 e-05 6 mm 3,110 e-05 Tabla 7.49. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. En la simple gráfica se observa que existe diferencias de las media de las curvas, y el estudio estadístico comprueba que existe diferencia significativa pues p << 0,05, por tanto podemos afirmar que el tornillo de expansión se comporta mejor, tiene una media de carga superior en el bloque de poliuretano 30/40 que en el hueso. Es lo mismo que ocurre con el tornillo interferencial, los datos obtenidos en los tacos de poliuretano esta muy por encima de los resultados obtenidos con hueso. La diferencia de comportamiento entre bloque 30/40 y hueso, con tornillo de expansión es grande, esta tendencia a medida que el tornillo se sale es más clara por el nivel de significancia, por lo que no es recomendable este tipo de material para la realización de ensayos y utilizarlos para comparación con hueso. Resultados obtenidos. 284 7.2.5.- Comparación de datos en bloque de poliuretano 30/40 con tornillo interferencial y de expansión. Si comparamos los datos obtenidos en el bloque de poliuretano para el tornillo interferencial y de expansión obtenemos las curvas de la figura 7.37. COMPARACIÓN ENTRE TORNILLO DE EXPANSIÓN E INTERFERENCIAL EN BLOQUE DE POLIURETANO 30/40 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 01234567 mm N Interferencial Expansión Fig.7.37. Curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.46 y Tabla 7.48, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial y de expansión en bloques de Poliuretano 30/40. Resultados obtenidos. 285 Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas. (Bloque de Poliuretano 30/40 Interferencial-expansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,37514 2 mm 0,62525 3 mm 0,10277 4 mm 0,01089 5 mm 0,00305 6 mm 0,00153 Tabla 7.50. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. En el estudio estadístico comprueba que existe diferencia significativa a partir de los 3 mm de desplazamiento pues p < 0,05, es decir a pequeños desplazamiento desde 1 mm hasta 3 mm no existe diferencia entre los dos tornillos pero a partir de los 3 mm podemos afirmar que el tornillo de expansión se comporta mejor, tiene una media de carga superior en el bloque de poliuretano 30/40 que el tornillo interferencial. Como vemos existe un mejor comportamiento del tornillo de expansión. 7.2.6.- Ensayos de tracción (pull-out) con tornillo interferencial en bloque de poliuretano 20/40. Tenemos que indicar que nos resulto imposible obtener al menos 10 ensayos con resultados satisfactorios, en el bloque de poliuretano 20/40. Resultados obtenidos. 286 Siempre se originaba un fallo, ya que al intentar introducir el tornillo interferencial, se producía una fractura del bloque, esto ocurrió en 17 pruebas seguidas, no pudiéndose por tanto realizar las mismas y obtener conclusiones (Ver figura 7.38). Para poder realizar las pruebas y tan solo como prueba, optamos por lubricar el tornillo con aceite, antes de introducirlo, con esta maniobra conseguimos evitar la fractura del bloque y realizar 10 ensayos, pero consideramos que esta artimaña invalida los ensayos y los resultados no son comparables con los demás, por lo que no presentamos el conjunto de datos obtenidos. Fig.7.38. Diferentes bloques de poliuretano 20/40 fracturados por la acción del tornillo interferencial. Resultados obtenidos. 287 7.2.7.- Ensayos de tracción (pull-out) con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 20/40. Para el tornillo de expansión, en bloque de poliuretano 20/40, obtenemos para la velocidad de 30 mm/min, una vez realizados diez ensayos, con tendón de vacuno de 6 mm los resultados que a continuación se detallan: - Para velocidad 30 mm/min. Velocidad 30 mm/min; Túnel 10,5 mm; Tornillo de expansión de 9 mm; Tendón de 6 mm. Bloque de Poliuretano 20/40 Fuerzas (N) Ensayos Par de Apriete (N-m) Rigidez (N/mm) Fmax mm 1mm 2mm 3mm 4mm 5mm 6mm 1 1,03 188,24 912 6,05 244 437 617 753 853 902 2 1,03 233,06 908 5,27 192 450 665 829 905 860 3 0,85 149,76 409 5,79 163 299 354 375 386 409 4 0,79 117,53 682 15,34 139 252 363 480 549 502 5 1,16 154,63 882 11,40 138 309 459 590 665 688 6 0,94 126,04 610 5,19 106 220 352 497 593 482 7 0,95 81,33 503 9,14 119 195 269 337 397 458 8 1,05 140,32 687 5,20 105 245 393 575 675 641 9 0,85 107,49 857 10,04 64 135 212 337 489 624 10 0,87 157,03 630 9,92 83 25 155 329 435 485 µ 0,950 708 8,334 135,3 256,7 383,9 510,2 594,7 605,1 σ 0,114 177,11 3,42 53,42 128,33 162,13 177,43 181,29 170,60 Tabla 7.51. Datos obtenidos para velocidad 30 mm/min con tornillo de expansión en bloque de Poliuretano 20/40. Si llevamos los datos de la tabla a un diagrama, como hicimos anteriormente obtenemos la curva de la figura 7.39. Resultados obtenidos. 288 CURVA TORNILLO EXPANSIÓN BLOQUE DE POLIURETANO20/40 0 100 200 300 400 500 600 700 01234567 mm N 30 mm/min Fig.7.39. Curva obtenida con los datos de la Tabla 7.51, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo de expansión en bloque de Poliuretano 20/40. 7.2.8.- Comparación de datos entre bloque de poliuretano 20/40 y hueso de porcino con tornillo de expansión. Comparando los datos obtenidos en el taco de poliuretano 20/40, con los datos obtenidos en el ensayo realizado con hueso de porcino (Tabla 7.18), a la misma velocidad de extracción, es decir 30 mm/min, y en ambos caso utilizando el tornillo de expansión, obtenemos los datos que quedan reflejado en la figura 7.40. Resultados obtenidos. 289 COMPARACIÓN BLOQUE DE POLIURETANO 20/40 - HUESO DE PORCINO 30 mm/min 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 01234567 mm N Hueso de porcino Poliuretano 20/40 Fig.7.40. Curvas obtenidas con los datos de la Tabla 7.18 y Tabla 7.51, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo de expansión en hueso de porcino y bloque de Poliuretano 20/40. Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas. (Bloque de Poliuretano 20/40 - Hueso de porcino) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00190 2 mm 0,00693 3 mm 0,00388 4 mm 0,00218 5 mm 0,00242 6 mm 0,00508 Tabla 7.52. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Resultados obtenidos. 296 COMPARACIÓN HUESO DE PORCINO - BLOQUE DE POLIURETANO 10/40 0 100 200 300 400 500 600 01234567 mm N Hueso de porcino Poliuretano 10/40 Fig.7.45. Curvas obtenidas con los datos de las Tabla 7.18 y Tabla 7.55, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo de expansión en hueso de porcino y bloque de Poliuretano 10/40. Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas. (Bloque de Poliuretano 10/40 - Hueso de porcino) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 3,193 e-05 2 mm 0,00102 3 mm 0,18351 4 mm 0,79481 5 mm 0,22664 6 mm 0,11214 Tabla 7.56. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. El estudio estadístico nos indica que existe un mejor comportamiento del tornillo de expansión hasta los 2 mm de deslizamiento en bloque de Resultados obtenidos. 297 poliuretano 10/40 pues p < 0,05, a partir de ahí no podemos diferenciar el comportamiento del tornillo en los dos materiales, es decir, el tornillo interferencial, tiene una media de carga superior en el bloque de poliuretano 10/40 que el hueso de porcino, hasta los 2 mm de desplazamiento, lo que comprobamos en la gráfica por encima de estos resultados no existe diferencia con respecto al hueso. De aquí se deduce que el bloque de poliuretano 10/40, es un medio mejor para comparar con hueso, con tornillo de expansión. 7.2.13.- Comparación de datos en bloque de poliuretano 10/40 con tornillo interferencial y de expansión. Si comparamos los datos obtenidos en el bloque de poliuretano para el tornillo interferencial y de expansión obtenemos: (Ver figura 7.46.). COMPARACIÓN ENTRE TORNILLO INTERFERENCIAL Y DE EXPANSIÓN EN BLOQUE DE POLIURETANO 10/40 0 50 100 150 200 250 300 350 400 01234567 mm N Interferencial Expansión Fig.7.46. Curvas obtenidas con los datos de las medias de las Tabla 7.53 y Tabla 7.55, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial y de expansión en bloques de Poliuretano 10/40. Resultados obtenidos. 298 Vamos a aplicar el método T-Student para la comparación de muestras en los dos sistemas. (Bloque de Poliuretano 10/40 Interferencial-expansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,03629 2 mm 0,00534 3 mm 0,01253 4 mm 0,02229 5 mm 0,01338 6 mm 0,01503 Tabla 7.57. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. En el estudio estadístico comprueba que existe una gran diferencia significativa pues p << 0,05, es decir el tornillo de expansión tiene una media de carga muy suprior al tornillo interferencial en el bloque de poliuretano 10/40 por lo podemos afirmar un mejor comportamiento de este tornillo de expansión. Como vemos existe un mejor comportamiento del tornillo de expansión. 7.2.14.- Comparación de datos del tornillo interferencial en los bloque de poliuretano 10/40 y 30/40. Si comparamos los datos obtenidos con el tornillo interferencial en los bloques de poliuretano 10/40 y 30/40 obtenemos la gráfica de la figura 7.47. Resultados obtenidos. 299 TORNILLO INTERFERENCIAL 0 100 200 300 400 500 600 700 800 01234567 mm N Poliuretano 30/40 Poliuretano 10/40 Fig.7.47. Curvas obtenidas con los datos de las medias de las Tabla 7.46 y Tabla 7.53, de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial en bloques de Poliuretano 30/40 y 10/40. Si hacemos un estudio estadístico de estos datos obtenemos: (Bloque de Poliuretano 30/40 y 10/40 Interferencial) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,62342 2 mm 0,09702 3 mm 0,04346 4 mm 0,01421 5 mm 0,00839 6 mm 0,05564 Tabla 7.58. T-Student para variable carga con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Observamos que existe una mejor media de carga en el bloque de poliuretano 30/40 en el intervalo de 2 a 5 mm, esto nos indica la tendencia de Resultados obtenidos. 300 que a mediad que aumenta la densidad obtenemos medias de carga superiores. 7.2.15.- Comparación de datos del tornillo de expansión en los bloque de poliuretano 10/40 20/40 y 30/40. Si comparamos los datos obtenidos del tornillo de expansión en los tres bloques de poliuretano 10/40, 20/40 y 30/40 obtenemos la gráfica de la figura 7.48. TORNILLO DE EXPANSIÓN 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 01234567 mm N Poliuretano 30/40 Poliuretano 20/40 Poliuretano 10/40 Fig.7.48. Curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.48, 7.51 y 7.53 de Fuerza (N) frente a desplazamiento (mm) con tornillo de expansión en bloques de Poliuretano 30/40; 20/40 y 10/40. Si hacemos un estudio estadístico de estos datos obtenemos Resultados obtenidos. 301 - Análisis para 1 mm: Suma de cuadrados gl Media cuadrática F Sig. Inter-grupos 3180,600 21590,300 0,933 0,40563 Intra-grupos 46014,100 27 1704,226 Total 49194,700 29 Tabla 7.59. ANOVA con variable de carga y factor tipo de material para 1 mm. (I) Tipo Material (J) Tipo Material Diferencia de medias (I-J) Error típico Sig. Intervalo de confianza al 95% Límite inferior Límite superior Bloque de poliuretano 10/40 Bloque de poliuretano 20/40 -6,300000 18,461993 0,93798 -52,07499 39,47499 Bloque de poliuretano 30/40 18,000000 18,461993 0,59862 -27,77499 63,77499 Bloque de poliuretano 20/40 Bloque de poliuretano 10/40 6,300000 18,461993 0,93798 -39,47499 52,07499 Bloque de poliuretano 30/40 24,300000 18,461993 0,39862 -21,47499 70,07499 Bloque de poliuretano 30/40 Bloque de poliuretano 10/40 -18,000000 18,461993 0,59862 -63,77499 27,77499 Bloque de poliuretano 20/40 -24,300000 18,461993 0,39866 -70,07499 21,47499 Tabla 7.60. Comparación múltiple de Tukey de las cargas con factor tipo de material a 1 mm. Estadísticamente no existe diferencia significativa de los datos de los tres bloques para un milímetro de deslizamiento. - Análisis para 2 mm: Suma de cuadrados gl Media cuadrática F Sig. Inter-grupos 15404,067 27702,033 ,906 0,41618 Intra-grupos 229602,100 27 8503,781 Total 245006,167 29 Tabla 7.61. ANOVA con variable de carga y factor tipo de material para 2 mm. Resultados obtenidos. 302 (I) Tipo Material (J) Tipo Material Diferencia de medias (IJ) Error típico Sig. Intervalo de confianza al 95% Límite inferior Límite superior Bloque de poliuretano 10/40 Bloque de poliuretano 20/40 -55,500000 41,240227 0,38295 -157,75175 46,75175 Bloque de poliuretano 30/40 -28,400000 41,240227 0,77206 -130,65175 73,85175 Bloque de poliuretano 20/40 Bloque de poliuretano 10/40 55,500000 41,240227 0,38295 -46,75175 157,75175 Bloque de poliuretano 30/40 27,100000 41,240227 0,78996 -75,15175 129,35175 Bloque de poliuretano 30/40 Bloque de poliuretano 10/40 28,400000 41,240227 0,77206 -73,85175 130,65175 Bloque de poliuretano 20/40 -27,100000 41,240227 0,78996 -129,35175 75,15175 Tabla 7.62. Comparación múltiple de Tukey de las cargas con factor tipo de material a 2 mm. Estadísticamente no existe diferencia significativa de los datos de los tres bloques para dos milímetros de deslizamiento. - Análisis para 3 mm: Suma de cuadrados gl Media cuadrática F Sig. Inter-grupos 139169,400 269584,700 4,244 0,02496 Intra-grupos 442676,600 27 16395,430 Total 581846,000 29 Tabla 7.63. ANOVA con variable de carga y factor tipo de material para 3 mm. Resultados obtenidos. 303 (I) Tipo Material (J) Tipo Material Diferencia de medias (I-J) Error típico Sig. Intervalo de confianza al 95% Límite inferior Límite superior Bloque de poliuretano 10/40 Bloque de poliuretano 20/40 -140,100000 57,263303 0,05364 -282,07965 1,87965 Bloque de poliuretano 30/40 -148,5000(*) 57,263303 0,03901 -290,47965 -6,52035 Bloque de poliuretano 20/40 Bloque de poliuretano 10/40 140,100000 57,263303 0,05364 -1,87965 282,07965 Bloque de poliuretano 30/40 -8,400000 57,263303 0,98821 -150,37965 133,57965 Bloque de poliuretano 30/40 Bloque de poliuretano 10/40 148,5000(*) 57,263303 0,03901 6,52035 290,47965 Bloque de poliuretano 20/40 8,400000 57,263303 0,98821 -133,57965 150,37965 * La diferencia de medias es significativa al nivel .05. Tabla 7.64. Comparación múltiple de Tukey de las cargas con factor tipo de material a 3 mm. Estadísticamente existe diferencia significativa entre los datos del bloque 10/40 y 30/40, no existiendo diferencia de los datos en los demás casos para tres milímetros de deslizamiento. - Análisis para 4 mm: Suma de cuadrados gl Media cuadrática F Sig. Inter-grupos 533306,600 2 266653,300 11,313 0,00027 Intra-grupos 636386,100 27 23569,856 Total 1169692,700 29 Tabla 7.65. ANOVA con variable de carga y factor tipo de material para 4 mm. Resultados obtenidos. 304 (I) Tipo Material (J) Tipo Material Diferencia de medias (I-J) Error típico Sig. Intervalo de confianza al 95% Límite inferior Límite superior Bloque de poliuretano 10/40 Bloque de poliuretano 20/40 -242,5000(*) 68,658365 0,00416 -412,73277 -72,26723 Bloque de poliuretano 30/40 -310,7000(*) 68,658365 0,00031 -480,93277 -140,46723 Bloque de poliuretano 20/40 Bloque de poliuretano 10/40 242,5000(*) 68,658365 0,00416 72,26723 412,73277 Bloque de poliuretano 30/40 -68,200000 68,658365 0,58731 -238,43277 102,03277 Bloque de poliuretano 30/40 Bloque de poliuretano 10/40 310,7000(*) 68,658365 0,00031 140,46723 480,93277 Bloque de poliuretano 20/40 68,200000 68,658365 0,58731 -102,03277 238,43277 * La diferencia de medias es significativa al nivel .05. Tabla 7.66. Comparación múltiple de Tukey de las cargas con factor tipo de material a 4 mm. Estadísticamente existe diferencia significativa entre los datos del bloque 10/40 con 20/40 y 30/40, y 20/40 con 10/40 no existiendo diferencia de los datos entre lo bloques 20/40 y 30/40 para cuatro milímetros de deslizamiento. - Análisis para 5 mm: Suma de cuadrados gl Media cuadrática F Sig. Inter-grupos 1277248,067 2638624,033 20,445 3,927 e-06 Intra-grupos 843395,300 27 31236,863 Total 2120643,367 29 Tabla 7.67. ANOVA con variable de carga y factor tipo de material para 5 mm. Resultados obtenidos. 305 (I) Tipo Material (J) Tipo Material Diferencia de medias (I-J) Error típico Sig. Intervalo de confianza al 95% Límite inferior Límite superior Bloque de poliuretano 10/40 Bloque de poliuretano 20/40 -321,9000(*) 79,040323 0,00103 -517,87397 -125,92603 Bloque de poliuretano 30/40 -498,4000(*) 79,040323 2,788 e-06 -694,37397 -302,42603 Bloque de poliuretano 20/40 Bloque de poliuretano 10/40 321,9000(*) 79,040323 0,00103 125,92603 517,87397 Bloque de poliuretano 30/40 -176,500000 79,040323 0,08357 -372,47397 19,47397 Bloque de poliuretano 30/40 Bloque de poliuretano 10/40 498,4000(*) 79,040323 2,788 e-06 302,42603 694,37397 Bloque de poliuretano 20/40 176,500000 79,040323 0,08357 -19,47397 372,47397 * La diferencia de medias es significativa al nivel .05. Tabla 7.68. Comparación múltiple de Tukey de las cargas con factor tipo de material a 5 mm. Estadísticamente existe diferencia significativa entre los datos del bloque 10/40 con 20/40 y 30/40 y 20/40 con 10/40 no existiendo diferencia de los datos entre lo bloques 20/40 y 30/40 para cinco milímetros de deslizamiento. - Análisis para 6 mm: Suma de cuadrados gl Media cuadrática F Sig. Inter-grupos 2157891,800 21078945,900 28,821 1,999 e-07 Intra-grupos 1010761,400 27 37435,607 Total 3168653,200 29 Tabla 7.69. ANOVA con variable de carga y factor tipo de material para 6 mm. Resultados obtenidos. 312 Tornillo de expansión. - Para bloque de poliuretano 10/40. RECTA DE REGRESIÓN y = 198,08x + 219,2 R 2 = 0,075 0 100 200 300 400 500 600 0 0,10,20,30,40,50,60,7 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Expansión 10/40 Lineal (Expansión 10/40) Fig.7.51. Recta de regresión con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 10/40. Los datos logrados con 30 mm/min y tornillo de expansión en bloque de poliuretano 10/40, muestra una R2 = 0,07 (figura 7.51), coeficiente que indica que tenemos un nulo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para bloque de poliuretano 20/40. RECTA DE REGRESIÓN y = 796,14x - 50,404 R 2 = 0,2628 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 1,4 Par de apriete (N-m) Fmax (N) Expansión 20/40 Lineal (Expansión 20/40) Fig.7.52. Recta de regresión con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 20/40. Resultados obtenidos. 313 De los datos logrados para la velocidad de 30 mm/min con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 20/40, obtenemos un grafico como el de la figura 7.52, donde vemos como R2 = 0,26, el coeficiente nos indica que no existe buena bondad del ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Para bloque de poliuretano 30/40. RECTA DE REGRESIÓN y = 198,08x + 219,2 R 2 = 0,075 0 100 200 300 400 500 600 0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 Par de aprierte (N-m) Fmax (N) Expansión 30/40 Lineal (Expansión 30/40) Fig.7.53. Recta de regresión con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 30/40. De los datos logrados para la velocidad de 30 mm/min con tornillo de expansión en bloque de poliuretano 30/40, obtenemos un grafico como el de la figura 7.53, donde vemos como R2 = 0,07, el coeficiente nos indica, que en la practica tenemos un nulo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. Por tanto podemos afirmar que en los ensayos de tracción (pull-out) en bloques de poliuretano 10/40, 20/40 y 30/40, para la velocidad de 30 mm/min con tornillo interferencial y tornillo de expansión, no detectamos ninguna tendencia con respecto al par de apriete, tendencia que se confirmo en los ensayos de tracción en hueso. Resultados obtenidos. 314 7.3.- Ensayos tipo C de dureza Brinell. Se procedió a la realización de ensayos de dureza Brinell, tanto de la corteza (ver figura 7.54.), como del interior (ver figura 7.55.), de los bloque de poliuretano (30/40 pcf, 20/40 pcf y 10/40 pcf) y posteriormente de hueso de porcino in vitro, como se indico en el aparatado de Materiales y Métodos, la formula utilizada para el calcula de la dureza es: )Kg/mm ( D-D F2 = HBS 2 22 ⎟ ⎠ ⎞ ⎜ ⎝ ⎛− × dD π Donde F es la fuerza aplicada, D es el diámetro de la bola (D= 10 mm) y d es el diámetro de la huella. 7.3.1.- Ensayos de dureza Brinell en bloque de poliuretano 30/40. Se procedió a la realización de ensayos de dureza Brinell, tanto en la corteza como del interior del bloque 30/40 pcf (libras por pie cúbico), utilizándose: - Corteza: Una bola de diámetro D = 10 mm, una constante de ensayo de K = 0,306, una fuerza de F = 300 N = 30,6 Kgf y un tiempo de aplicación de la carga de T = 120 s, la velocidad de aplicación de la carga fue de 2 N/s, obteniéndose: Resultados obtenidos. 315 Bloque de poliuretano 30/40. HBS Corteza. F=300 N = 30,6 Kgf. D =10 mm. K = 0,306 Ensayos Diámetro de la huella d (mm) Dureza Brinell HB (Kgf/mm2) 1 3,5 3,081 2 3,6 2,906 3 3,5 3,081 4 3,5 3,081 5 3,5 3,081 6 3,4 3,271 7 3,5 3,081 8 3,5 3,081 9 3,4 3,271 10 3,5 3,081 Media µ (Kgf/mm2) 3,102 Desviación σ (Kgf/mm2) 0,104 Tabla 7.76. Durezas obtenidas en la corteza del poliuretano 30/40. Tenemos una dureza media Brinell de 3,10 ± 0,104 Kgf/mm2 que podemos redondear a 3,10 Kgf/mm2, por tanto: HBS 3,10/30,6/120 En todos los casos la huella cumple la condición del ensayo: 0,24 x D ------------ d ------------ 0,6 x D 2,4 mm ------------- d ------------ 6 mm - Interior: Una bola de diámetro D = 10mm, una constante de ensayo de K = 0,306 , una fuerza de F = 300 N = 30,6 Kgf. y un tiempo de aplicación de la carga de T = 120 sg, la velocidad de aplicación de la carga fue de 2 N/s, obteniéndose: Resultados obtenidos. 316 Bloque de poliuretano 30/40. HBS Interior F=300N = 30,6 Kgf. D =10 mm. K = 0,306 Ensayos Diámetro de la huella d (mm) Dureza Brinell HB (Kgf/mm2) 1 4,5 1,821 2 4,6 1,738 3 4,6 1,738 4 4,5 1,821 5 4,5 1,821 6 4,5 1,821 7 4,5 1,821 8 4,4 1,910 9 4,5 1,821 10 4,6 1,738 Media µ (Kgf/mm2) 1,805 Desviación σ (Kgf/mm2) 0,054 Tabla 7.77. Durezas obtenidas en el interior del poliuretano 30/40. Fig.7.54. Ensayo de dureza Brinell en corteza. Fig.7.55. Huella Brinell en el interior. . Tenemos una dureza media Brinell de 1,805 ± 0,054 Kgf/mm2 que podemos redondear a 1,80 Kgf/mm2, por tanto: HBS 1,80/30,6/120 Resultados obtenidos. 317 En todos los casos la huella cumple la condición del ensayo: 0,24 x D ------------ d ------------ 0,6 x D 2,4 mm ------------- d ------------ 6 mm 7.3.2.- Ensayos de dureza Brinell en bloque de poliuretano 20/40. También se procedió a la realización de un ensayo de dureza Brinell, tanto en la corteza como del interior del bloque 20/40 pcf, utilizándose: - Corteza: Una bola de diámetro D = 10mm, una constante de ensayo de K = 0,306, una fuerza de F = 300 N = 30,6 Kgf. y un tiempo de aplicación de la carga de T = 120 sg, la velocidad de aplicación de la carga fue de 2 N/s, obteniéndose: Bloque de poliuretano 20/40. HBS Corteza. F=300 N = 30,6 Kgf. D =10 mm. K = 0,306 Ensayos Diámetro de la huella d (mm) Dureza Brinell HB (Kgf/mm2) 1 3,9 2,460 2 3,5 3,079 3 3,7 2,745 4 3,7 2,745 5 3,5 3,079 6 3,6 2,905 7 3,7 2,745 8 3,7 2,745 9 3,6 2,905 10 3,7 2,745 Media µ (Kgf/mm2) 2,815 Desviación σ (Kgf/mm2) 0,184 Tabla 7.78. Durezas obtenidas en la corteza del poliuretano 20/40. Resultados obtenidos. 318 Tenemos una dureza media Brinell de 2,815 ± 0,184 Kgf/mm2 que podemos redondear a 2,82 Kgf/mm2, por tanto: HBS 2,82/30,6/120 En todos los casos la huella cumple la condición del ensayo: 0,24 x D ------------ d ------------ 0,6 x D 2,4 mm ------------- d ------------ 6 mm - Interior: Una bola de diámetro D = 10 mm, una constante de ensayo de K = 0,153 , una fuerza de F = 150 N = 15,3 Kgf. y un tiempo de aplicación de la carga de T = 120 sg, la velocidad de aplicación de la carga fue de 2 N/s, obteniéndose: Bloque de poliuretano 20/40. HBS Interior F=150N = 15,3 Kgf. D =10 mm. K = 0,153 Ensayos Diámetro de la huella d (mm) Dureza Brinell HB (Kgf/mm2) 1 4,7 0,830 2 4,7 0,830 3 4,8 0,793 4 4,9 0,759 5 4,9 0,759 6 4,9 0,759 7 4,7 0,830 8 4,9 0,759 9 4,8 0,793 10 4,7 0,830 Media µ (Kgf/mm2) 0,794 Desviación σ (Kgf/mm2) 0,033 Tabla 7.79. Durezas obtenidas en el interior del poliuretano 20/40. Tenemos una dureza media Brinell de 0,794 ± 0,033 Kgf/mm2 que podemos redondear a 0,79 Kgf/mm2, por tanto: Resultados obtenidos. 319 HBS 0,79/15,3/120 En todos los casos la huella cumple la condición del ensayo: 0,24 x D ------------ d ------------ 0,6 x D 2,4 mm ------------- d ------------ 6 mm 7.3.3.- Ensayos de dureza Brinell en bloque de poliuretano 10/40. También se procedió a la realización de diez ensayos de dureza Brinell, tanto en la corteza como del interior del bloque 10/40 pcf, utilizándose: - Corteza: Una bola de diámetro D = 10 mm, una constante de ensayo de K = 0,153 una fuerza de F = 150 N = 15,3 Kgf. y un tiempo de aplicación de la carga de T = 120 sg, la velocidad de aplicación de la carga fue de 2 N/s obteniéndose: Bloque de poliuretano 10/40. HBS Corteza. F=150 N = 15,3 Kgf. D =10 mm. K = 0,153 Ensayos Diámetro de la huella d (mm) Dureza Brinell HB (Kgf/mm2) 1 2,6 2,832 2 2,6 2,832 3 2,5 3,067 4 2,6 2,832 5 2,8 2,435 6 2,7 2,622 7 2,6 2,832 8 2,7 2,622 9 2,6 2,832 10 2,7 2,622 Media µ (Kgf/mm2) 2,753 Desviación σ (Kgf/mm2) 0,177 Tabla 7.80. Durezas obtenidas en la corteza del poliuretano 10/40. Resultados obtenidos. 320 Tenemos una dureza media Brinell de 2,753 ± 0,177 Kgf/mm2 que podemos redondear a 2,75 Kgf/mm2, por tanto: HBS 2,75/15,3/120 En todos los casos la huella cumple la condición del ensayo: 0,24 x D ------------ d ------------ 0,6 x D 2,4 mm ------------- d ------------ 6 mm - Interior: Una bola de diámetro D = 10 mm, una constante de ensayo de K = 0,03 una fuerza de F = 30 N = 3,06 Kg. y un tiempo de aplicación de la carga de T = 120 sg, la velocidad de aplicación de la carga fue de 2 N/s, obteniéndose: Bloque de poliuretano 10/40. HBS Interior F=30N = 3,06 Kgf. D =10 mm. K = 0,03 Ensayos Diámetro de la huella d (mm) Dureza Brinell HB (Kgf/mm2) 1 4,2 0,210 2 4,4 0,191 3 4,7 0,166 4 4,4 0,191 5 4,5 0,182 6 4,6 0,174 7 4,6 0,174 8 4,7 0,166 9 4,5 0,182 10 4,3 0,200 Media µ (Kgf/mm2) 0,183 Desviación σ (Kgf/mm2) 0,014 Tabla 7.81. Durezas obtenidas en el interior del poliuretano 10/40. Tenemos una dureza media Brinell de 0,183 ± 0,014 Kgf/mm2 que podemos redondear a 0,18 Kgf/mm2, por tanto: Resultados obtenidos. 321 HBS 0,18/3,06/120 En todos los casos la huella cumple la condición del ensayo: 0,24 x D ------------ d ------------ 0,6 x D 2,4 mm ------------- d ------------ 6 mm 7.3.4.- Ensayos de dureza Brinell del hueso de porcino. A continuación se detallan los ensayos de dureza en hueso de porcino In Vitro, tanto en corteza como interior. (Ver figuras 7. 56, 7.57, 7.58 y 7.59). Fig.7.56. Ensayo dureza en hueso. Fig.7.57. Huella Brinell en lascas de hueso. - Corteza: Una bola de diámetro D = 10 mm, una constante de ensayo de K = 0,153 una fuerza de F = 150 N = 15,3 Kgf. y un tiempo de aplicación de la carga de T = 120 sg, la velocidad de aplicación de la carga fue de 2 N/s obteniéndose: Resultados obtenidos. 328 Aplicando el método de comparaciones múltiples de Tukey (Tabla 7.91) se observa que existe diferencia estadística significativa (p < 0.05) de la dureza Brinell en el interior entre el Hueso de Porcino (2) y los Poliuretanos 10/40 y 30/40, no existiendo diferencia significativa con el Poliuretano 20-40. Así mismo tenemos diferencia significativa estadística entre el Poliuretano 10-40 y el resto de sistemas y del Poliuretano 30-40 y los demás sistemas. Por lo tanto la dureza no parece un método muy fiable para comparar los materiales, puesto que nos indica que el bloque de Poliuretano 20/40 es el más parecido al hueso, y esto contradice los datos de carga media obtenidos en ensayos de tracción (pull-out) y los datos de par de apriete, los cuales indicaban que el medio más parecido al hueso es el bloque de poliuretano 10/40. Tenemos que indicar aquí que la dureza de hueso varía mucho en función de la profundidad, es decir cuanto más cercana es la lasca extraída a la superficie o corteza, la dureza obtenida es mayor. Dado la complejidad del corte del hueso en vivo, nosotros optamos por corte a 20 mm de profundidad, respecto a la cresta de la corteza tibial. Además los datos de par de apriete y cargas medias de extracción del tendón, tienen en cuenta tanto la corteza del hueso como el interior del mismo, mientras que en el método de dureza comparamos por separado las durezas superficiales y las obtenidas a cierta profundidad. 7.4.- Ensayos tipo D cíclicos (cyclic-load). Como se indico en el apartado de protocolo de ensayos, se emplean movimientos del cilindro con onda senoidal, frecuencia de 1 Hz., y amplitudes de 100N, 200N y 250N, haciéndose un estudio hasta que el tendón se sale 6 Resultados obtenidos. 329 mm, o un máximo de 600.000 ciclos, también requiere de una carga inicial (preload), que es justo la mitad de la amplitud que vamos a realizar. Considerábamos en el apartado de Materiales y Métodos, en base a nuestra experiencia en el laboratorio, que cuando el tornillo se ha salido más de 6 mm, vamos a tener una laxitud, que representa una holgura articular, dando lugar a inestabilidad y no superar los 600.000 ciclos, como una condición que creemos más que sobrada, pues supondría ilógicamente, que un paciente estaría caminando durante un largo periodo de tiempo, superando las estipulaciones de los protocolos de rehabilitación. Los diagramas obtenidos son de desplazamiento (mm), frente a tiempo (s), gráfica desplazamiento-tiempo, la frecuencia de muestreo fue de 20 Hz. Pretendemos comparar los resultados obtenidos para cada elemento de fijación, intentando que las condiciones de los ensayos fueran, lo más parecidas posibles. (Ver el apartado de protocolo del ensayo cíclico). Tenemos que indicar que en todos los ensayos, se tira del injerto paralelamente al túnel óseo, como también se indicó en el apartado de protocolo de los ensayos, lo que representa el peor caso posible, ya que el vector fuerza se asemeja bastante a la forma fisiológica de trabajo del injerto en su inserción tibial, durante una fase del movimiento. 7.4.1Ensayos cíclicos en tornillo interferencial. Para el caso del tornillo interferencial, hemos obtenido curvas de desplazamiento (mm), frente a tiempo (s), para hacer un seguimiento de cómo se desplaza el ligamento (figura 7.60.). Resultados obtenidos. 330 Fig.7.60. Curva de desplazamiento (mm) frente a tiempo (s). Se han realizado diez ensayos, todos en hueso de porcino in vitro, para cada una de las amplitudes, es decir 100N, 200N y 250N, obteniéndose los resultados que a continuación se detallan. Resultados obtenidos. 331 Para la amplitud de 100 N. F= 100N, Túnel 9 mm; Tornillo interferencial 9 mm; Tendón de 6,5 mm Par Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Apriete a a A a a a Nº (Nm) 1 mm 2 mm 3 mm 4 mm 5 mm 6 mm 1 4,69 84 309 872 1717 3029 4829 2 1,90 76 364 1232 4016 11339 22489 3 3,24 312 1991 5234 9325 13820 18383 4 2,23 293 1012 1769 2359 3112 3874 5 2,37 240 1026 2989 7630 14348 20453 6 4,78 99 594 2791 8782 17032 27982 7 4,43 260 1873 4933 7702 9504 10516 8 3,93 34 87 264 869 3377 12276 µ 174,75 907 2510,5 5300 9445,125 15100,25 σ 112,05 712,76 1832,62 3428,73 5636,94 8622,89 Tabla 7.92. Datos obtenidos para la amplitud de 100N en tornillo de interferencial. Nota: Se despreciaron los datos de dos ensayos por fallo en la adquisición de datos de la máquina. Para la amplitud de 200 N. F= 200N, Túnel 9 mm; Tornillo interferencial 9 mm; Tendón de 6,5 mm Par Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Apriete a a A a a a Nº (Nm) 1 mm 2 mm 3 mm 4 mm 5 mm 6 mm 1 4,83 46 106 157 207 264 329 2 5,32 31 71 136 241 377 574 3 2,10 58 137 210 260 308 337 4 2.08 32 59 84 107 135 169 5 2,30 40 100 160 219 260 290 6 2,50 22 40 70 124 220 309 7 2,98 41 94 166 235 306 362 8 2,81 56 115 182 246 304 370 9 3,11 32 68 126 205 302 439 10 1,90 30 64 107 150 200 260 µ 38,80 85,40 139,80 199,40 267,60 343,90 σ 11,72 29,77 43,93 53,73 68,37 108,02 Tabla 7.93. Datos obtenidos para la amplitud de 200N en tornillo de interferencial. Resultados obtenidos. 332 Para la amplitud de 250 N. F= 250N, Túnel 9 mm; Tornillo interferencial 9 mm; Tendón de 6,5 mm Par Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Ciclos Apriete a a a A a a Nº (Nm) 1 mm 2 mm 3 mm 4 mm 5 mm 6 mm 1 3,92 10 21 32 43 54 65 2 4,90 10 21 32 43 54 65 3 1,90 21 29 36 42 49 51 4 1,71 21 31 39 47 52 57 5 3,73 29 50 70 94 118 145 6 3,90 12 17 21 29 37 50 7 1,90 30 56 84 114 138 156 8 2,60 27 47 78 113 154 190 9 2,01 18 27 38 57 80 111 µ 19,77 33,22 47,78 64,67 81,78 98,89 Σ 7,90 14,21 23,036 33,03 43,59 53,12 Tabla 7.94. Datos obtenidos para la amplitud de 250N en tornillo de interferencial. Nota: Un ensayo quedo sin registrar por corte del tendón a los 88 ciclos. Si llevamos los datos de las tablas a un diagrama (figura 7.61). Interferencial ciclico 0 5000 10000 15000 20000 25000 01234567 mm Ciclos 100N 200N 250N Fig.7.61. Curva obtenida con los datos de las tablas 7.92, 7.93 y 7.94 de ciclos frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial en hueso de porcino. Resultados obtenidos. 333 Como vemos la curva de 100N esta muy desplazada hacia arriba con respecto a la de 200N y 250N pora poder ver bien las tres curvas nos interesa poner una escala logarítmica en el eje de ordenadas, dado como resultado la figura 7.62. Interferencial ciclico 1 10 100 1000 10000 100000 01234567 mm ciclos 100N 200N 250N Fig.7.62. Curva obtenida con los datos de las tablas 7.92, 7.93 y 7.94, de ciclos frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial en hueso de porcino, escala logarítmica. Como muestra la figura anterior tenemos pues un comportamiento lógico, a medida que aumenta la amplitud de la fuerza, la curva tiende a un desarrollo menor en número de ciclos. Vamos a comprobar la consistencia estadística de los datos de la curva comparando en primer lugar la curva de 100N con la de 200N, como tenemos en la figura 7.63. Resultados obtenidos. 334 Interferencial ciclico 1 10 100 1000 10000 100000 01234567 mm ciclos 100N 200N Fig.7.63. Curva obtenida con los datos de las tablas 7.87 y 7.88 de ciclos frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial en hueso de porcino. Aplicando el método T-Student para la comparación de muestras de los dos sistemas a cada mm de desplazamiento, en la tabla 7.90, se comprueba que existe una diferencia significativa en el número de ciclos que soportan ambos sistemas, es decir que la media del número de ciclos a cada mm con amplitud de fuerza 100N es mayor que la media del número de ciclos con la amplitud de fuerza 200N, con una gran significancia, pues p<<0,05. (100N – 200N) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00144 2 mm 0,00207 3 mm 0,00079 4 mm 0,00079 5 mm 8,96 e-05 6 mm 5,30 e-05 Tabla 7.95. T-Student de número de ciclos con factor amplitud senoide desde 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Resultados obtenidos. 335 Si comparamos la curva de 100N con la de 250N obtenemos las gráficas de la figura 7.64. Interferencial ciclico 1 10 100 1000 10000 100000 01234567 mm ciclos 100N 250N Fig.7.64. Curva obtenida con los datos de las tablas 7.87 y 7.89, de ciclos frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial en hueso de porcino. Si aplicamos el método T-Student para la comparación de muestras de los dos sistemas a cada mm de desplazamiento, detectamos en la tabla 7.91 una diferencia significativa en el número de ciclos que soportan ambos sistemas, es decir que la media del número de ciclos a cada mm con amplitud de fuerza 100N es mayor que la media del número de ciclos con la amplitud de fuerza 250N, con una gran significancia, pues p<<0,05. Resultados obtenidos. 336 (100N – 250N) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00085 2 mm 0,00217 3 mm 0,00105 4 mm 0,00035 5 mm 0,00016 6 mm 9,96 e-05 Tabla 7.96. T-Student de número de ciclos con factor amplitud senoide desde 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Si representamos las curvas de 200N y 250N en un diagrama obtenemos las curvas de la figura 7.65. Interferencial ciclico 0 50 100 150 200 250 300 350 400 450 500 01234567 mm ciclos 250N 200N Fig.7.65. Curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.88 y 7.89, de ciclos frente a desplazamiento (mm) con tornillo interferencial en hueso de porcino. Resultados obtenidos. 337 Vamos a realizar un análisis T-Student de los valores medios para detectar la influencia de la amplitud del ensayo con respecto al número de ciclos obtenidos a cada milímetro desplazamiento, es decir factor amplitud. (200N – 250N) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00075 2 mm 0,00017 3 mm 3,07 e-05 4 mm 5,55 e-06 5 mm 2,26 e-06 6 mm 1,06 e-05 Tabla 7.97. T-Student de número de ciclos con factor amplitud senoide des 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Al aplicar el método T-Student para la comparación de muestras de los dos sistemas, se comprueba que existe diferencia significativa entre los puntos de ambos sistemas, es decir que la media del número de ciclos a cada mm con amplitud de fuerza 200N es mayor que la media del número de ciclos con la amplitud de fuerza 250N, con una gran significancia, pues p<<0,05. 7.4.2.- Ensayos cíclicos en tornillo de expansión. Con el tornillo de expansión también se han obtenido curvas de desplazamiento (mm), frente a tiempo (s), haciendo un seguimiento de cómo se desplaza el ligamento, obteniéndose los resultados que a continuación se detallan. Resultados obtenidos. 344 Expansión ciclico 0 5000 10000 15000 20000 25000 01234567 mm ciclos 200N 250N Fig.7.69. Curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.99 y 7.100, de ciclos frente a desplazamiento (mm) con tornillo expansión en hueso de porcino in Vitro. Vamos a realizar un análisis T-Student de los valores medios para detectar la influencia de la amplitud del ensayo con respecto al número de ciclos obtenidos a cada milímetro desplazamiento, es decir factor amplitud. (200N – 250N) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,01521 2 mm 0,01194 3 mm 0,00578 4 mm 0,00782 5 mm 0,01637 6 mm 0,03086 Tabla 7.103. T-Student de número de ciclos con factor amplitud senoide des 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Resultados obtenidos. 345 Se ha aplicado el método T-Student para la comparación de muestras de los dos sistemas. Se comprueba que existe diferencia significativa entre los puntos de ambos sistemas, con un alto grado de significación (p << 0,05). 7.4.3.- Composición de todas las curvas. Si representamos todas las curvas obtenidas en los ensayos cíclicos, tanto en el tornillo interferencial como en el de expansión vemos un mejor comportamiento del tornillo de expansión, que hemos representado por las curvas a trazos en la figura 7.70. Montaje de todas las curvas ciclicas 1 10 100 1000 10000 100000 01234567 mm ciclos 100N Interferencial 200N Interferencial 250N Interferencial 100N Expansión 200N Expansión 250N Expansión Fig.7.70. Composición de todas las curvas obtenidas con los datos obtenidos en las tablas 7.92, 7.93, 7.94, 7.98, 7.99 y 7.100, de desplazamiento (mm) frente a ciclos en tornillo interferencial y de expansión. Resultados obtenidos. 346 7.4.4.- Comparación para cada amplitud entre interferencial y expansión. Para detectar mejor esta tendencia, comprobamos el comportamiento de forma individualizada, contrastando para cada una de las curvas obtenidas por amplitudes, los resultados entre el tornillo de expansión y el interferencial, así tenemos para la amplitud de 100N, la figura 7.71. - Comparación para la amplitud de 100N. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y DE EXPANSIÓN AMPLITUD 100N 0 20000 40000 60000 80000 100000 120000 01234567 mm cilcos 100N Interferencial 100N Expansión Fig.7.71. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.92 y 7.98. Resultados obtenidos. 347 COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y DE EXPANSIÓN AMPLITUD 100N 1 10 100 1000 10000 100000 1000000 01234567 mm cilcos 100N Interferencial 100N Expansión Fig.7.72. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.92 y 7.98, con eje y a escala logarítmica. En la figura 7.72 montamos las dos mismas curvas pero ponemos el eje y a escala logarítmica. Vamos hacer un T-Student, para cada mm de desplazamiento, con el objeto de determinar si existe estadísticamente diferencia significativa, entre las dos curvas con una probabilidad de error del 95% (p<0,05). (100N Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00016 2 mm 0,00055 3 mm 0,00149 4 mm 0,00247 5 mm 8,48 e-05 6 mm 3,74 e-05 Tabla 7.104. T-Student para la amplitud de 100N de número de ciclos con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Resultados obtenidos. 348 El T-Student aplicado para la comparación de las muestras de los dos sistemas comprueba que existe diferencia significativa entre los puntos de ambos sistemas, con un alto grado de significación (p << 0,05). Por tanto podemos afirmar un mejor comportamiento del tornillo de expansión frente al interferencial para la amplitud de 100N, es decir que la media del número de ciclos a cada mm con amplitud de fuerza 100N es mayor en el tornillo de expansión que en el tornillo interferencial, con una gran significancia, pues p<<0,05. - Comparación para la amplitud de 200N. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y EXPANSIÓN A 200N 0 5000 10000 15000 20000 25000 01234567 mm ciclos 200N Interferencial 200N Expansión Fig.7.73. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.93 y 7.99. Resultados obtenidos. 349 COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERENCIAL Y EXPANSIÓN A 200N 1 10 100 1000 10000 100000 01234567 mm ciclos 200N Interferencial 200N Expansión Fig.7.74. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.93 y 7.99, con eje y a escala logarítmica. La figura 7.73 es la composición de los datos obtenidos para 200N con ambos tornillos, mientras que la figura 7.74, es el montaje de las dos mismas curvas pero con el eje y a escala logarítmica. Vamos hace un T-Student, para cada mm de desplazamiento, con el objeto de determinar si existe estadísticamente diferencia significativa, entre las dos curvas con una probabilidad de error del 95% (p<0,05). (200N Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00017 2 mm 0,00049 3 mm 0,00016 4 mm 0,00025 5 mm 0,00065 6 mm 0,00149 Tabla 7. 105. T-Student para la amplitud de 200N de número de ciclos con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Resultados obtenidos. 350 El T-Student aplicado para la comparación de las muestras de los dos sistemas comprueba que existe diferencia significativa entre los puntos de ambos sistemas, con un alto grado de significación (p << 0,05). Por tanto podemos afirmar un mejor comportamiento del tornillo de expansión frente al interferencial para la amplitud de 200N., es decir que la media del número de ciclos a cada mm con amplitud de fuerza 200N es mayor en el tornillo de expansión que en el tornillo interferencial, con una gran significancia, pues p<<0,05. - Comparación para la amplitud de 250N. COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERECIAL Y EXPANSIÓN A 250N 0 1000 2000 3000 4000 5000 6000 7000 8000 9000 01234567 mm ciclos 250N Interferencial 250N Expansión Fig.7.75. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.94 y 7.100. Resultados obtenidos. 351 COMPARACIÓN TORNILLO INTERFERECIAL Y EXPANSIÓN A 250N 1 10 100 1000 10000 01234567 mm ciclos 250N Interferencial 250N Expansión Fig.7.76. Composición de las curvas obtenidas con los datos de las tablas 7.94 y 7.100, con eje y a escala logarítmica. La figura 7.75, representa las curvas de los datos obtenidos para 250N con ambos tornillos, mientras que la figura 7.76, es la composición de las dos mismas curvas pero con el eje y a escala logarítmica. Vamos hace un T-Student, para cada mm de desplazamiento, con el objeto de determinar si existe estadísticamente diferencia significativa, entre las dos curvas con una probabilidad de error del 95% (p<0,05). (250N Interferencialexpansión) Desplazamiento. Significancia. 1 mm 0,00572 2 mm 0,00178 3 mm 0,00135 4 mm 0,00388 5 mm 0,00592 6 mm 0,00378 Tabla 7.106. T-Student para la amplitud de 200N de número de ciclos con factor tipo de tornillo de 1 a 6 mm de desplazamiento del tendón. Resultados obtenidos. 352 El T-Student aplicado para la comparación de las muestras de los dos sistemas comprueba que existe diferencia significativa entre los puntos de ambos sistemas, con un alto grado de significación (p << 0,05). Por tanto podemos afirmar un mejor comportamiento del tornillo de expansión frente al interferencial para la amplitud de 250N, es decir que la media del número de ciclos a cada mm con amplitud de fuerza 250N es mayor en el tornillo de expansión que en el tornillo interferencial, con una gran significancia, pues p<<0,05. 7.4.5.- Análisis de varianza (ANOVA) con medidas repetidas (MR). Modelo Lineal General de Medidas Repetidas en ensayos dinámicos. Como se indico en el apartado de materiales y métodos, para completar el estudio estadístico vamos a realizar un Análisis de varianza con medidas repetida, pues la T-Student solo nos permite un estudio particularizado a cada milímetro de desplazamiento y cuando realizamos más de un contraste estadísticos se pueden arrastrar errores que globalmente pueden disminuir la significancia , por eso este análisis global de todas las curvas, pero no punto a punto sino mirando las curvas de forma completa, lo que nos permite comparar la media de cada grupo. Creamos una tabla con el programa SPSS como la de la figura 7.77, con todos los datos de los dos tornillos y todas las amplitudes de fuerza: Resultados obtenidos. 353 Fig.7.77. Datos registrados por el programa SPSS con los datos de los tornillos interferencial y de expansión. Aplicamos el Modelo lineal general de Medidas repetidas, dándonos las siguientes estimaciones: Fuente Suma de cuadrados tipo III gl Media cuadrática F Significación Intersección 13973867287,72 1 13973867287,7 136,110 1,7601E-15 Tornillo 7019123022,97 1 7019123022,9 68,369 1,0151E-10 Fuerza (Amplitud) 15219294173,08 2 7609647086,5 74,121 2,9233E-15 Tornillo * Fuerza 6237193415,05 2 3118596707,5 30,376 3,4061E-09 Error 4825287805,22 47 102665697,9 Tabla 7.107. Prueba de los efectos inter-sujetos, Modelo lineal general con mediada repetidas. En esta tabla se nos indica que ha resultado significativo el tipo de tornillo, en el TStudent comprobamos que era significativo punto a punto, a Resultados obtenidos. 360 Tornillo expansión. - Amplitud 100N. RECTA DE REGRESIÓN y = 1E-07x + 0,7203 R 2 = 0,0002 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 0 20000 40000 60000 80000 100000 120000 140000 160000 Ciclos Par de apriete (N-m) Expansión 100N Lineal (Expansión 100N) Fig.7.84. Recta de regresión con tornillo de expansión. Ensayo dinámico de amplitud 100N. De los datos logrados para la amplitud de 100N con tornillo de expansión en hueso, para un desplazamiento de 6 mm, obtenemos un grafico como el de la figura 7.84, donde vemos como R2 = 0,0002, que indica en la practica un nulo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Amplitud 200N. RECTA DE REGRESIÓN y = 2E-05x + 0,4196 R 2 = 0,4958 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 0 5000 10000 15000 20000 25000 30000 35000 40000 45000 Ciclos Par de apriete (N-m) Expansión 200N Lineal (Expansión 200N) Fig.7.85. Recta de regresión con tornillo de expansión. Ensayo dinámico de amplitud 200N. Resultados obtenidos. 361 De los datos logrados para la amplitud de 250N con tornillo de expansión en hueso, para un desplazamiento de 6 mm, obtenemos un grafico como el de la figura 7.85, donde vemos como R2 = 0,49, coeficiente que nos dice que no existe buena bondad del ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. - Amplitud 250N. RECTA DE REGRESIÓN y = 1E-05x + 0,6872 R 2 = 0,0721 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 0 2000 4000 6000 8000 10000 12000 Ciclos Par de apriete (N-m) Expansión 250N Lineal (Expansión 250N) Fig.7.86. Recta de regresión con tornillo de expansión. Ensayo dinámico de amplitud 250N. De los datos logrados para la amplitud de 250N con tornillo de expansión en hueso, para un desplazamiento de 6 mm, obtenemos el grafico de la figura 7.86, en el que se aprecia como R2 = 0,07, coeficiente que nos indica un bajísimo ajuste de la recta de regresión y la nube de puntos. Por tanto podemos afirmar que en los ensayos de ciclicos (cyclic-load) con diferentes amplitudes y tornillo interferencial y de expansión no detectamos ninguna tendencia con respecto al par de apriete y el número de ciclos, aunque inicialmente se podría pensar que cuanto más grande fuese el par de apriete, la presión ejercida sobre el tendón implicaría obtener mayor número de ciclos, esto no ocurre así. 363 CAPÍTULO 8 Conclusiones. 8.1.- Hipótesis iniciales teóricas. Proponemos con esta tesis un nuevo sistema de fijación del LCA, basado en la expansión radial, que nace de la idea de conseguir una fijación anatómica que no provoque daño al injerto, como ocurre con el tornillo interferencial. Las ventajas de este sistema de fijación, enumeradas en este trabajo son en resumen, evitar la divergencia durante la introducción del tornillo, la de no cortar las fibras del injerto o los hilos de sutura con la rosca, evitar torcer los tendones o que se produzcan desplazamientos de los injertos como a menudo ocurre con los tornillos interferenciales (Vaquero J, 2009), mejorar la estabilidad como resultado de un mayor contacto, una mayor zona de presión entre el implante y el hueso, y una rápida y fácil implantación ya sea abierta o mediante técnica endoscopia facilitando su osteointegración. Los sistemas de fijación femoral con tornillo transversal consiguen esto, pero sólo son válidos para el fémur y requieren una incisión adicional. Por esto, se ha pensado en que la idea de expansión que provoca una compresión del Conclusiones. 364 injerto contra el hueso solventaría estos problemas, la compresión del injerto contra la pared del túnel puede producir una mejora en la curación y comenzar rápidamente el programa rehabilitador, cada vez más precoz y evitar la artrofibrosis y el dolor (Caborn et al., 1997). El nuevo mecanismo está diseñado para injertos libres, es decir, sin inserciones óseas, normalmente de los tendones gracilis y semitendinoso (DLSG). No obstante, no se descarta su validez para injertos con pastillas óseas, como habitualmente se hace con el tendón rotuliano (BPTB). En este estudio no se comprobará este extremo, porque se utilizaran exclusivamente tendones libres. En el apartado de Materiales y Métodos, al hacer los cálculos teóricos del apriete, se desprende que con el tornillo de expansión conseguimos un mejor apriete, a pesar de que las condiciones previas favorecían ligeramente al tornillo interferencial. 8.2.- Conclusiones extraídas de los ensayos tipo A de tracción (pull-out), a diferentes velocidades en hueso. Nos habíamos planteado como uno de los objetivos básicos de esta tesis determinar la cargas que aguantan dos tipos de fijación, el nuevo mecanismo de expansión diseñado por nosotros y el tornillo interferencial, esto nos indicará el sistema de fijación que resiste mejor el injerto, en definitiva con el que obtenemos mejores cargas. Con respecto a las cargas máximas obtenidas, por ejemplo Selby et al 2001, obtuvo con un tornillo interferencial 594.9 ± 141.0 N, nuestras cargas máximas en tornillo interferencial están próximas a esta, ligeramente por debajo, similares y por encima, dependiendo si la velocidad de tiro es baja, Conclusiones. 365 media o alta, lo que confirma que la velocidad de aplicación de la carga es un factor importante en la determinación de la carga máxima. La fuerza estimada para soportar la rehabilitación esta en 450 N (Noyes et al, 1984), en tornillo de expansión siempre se obtuvieron cargas superiores por lo que podemos afirmar que el sistema de fijación va resistir perfectamente la misma. En las curvas obtenidas en los ensayos de tracción a diferentes velocidades tanto para el tornillo interferencial como para el de expansión observamos que a medida que aumenta la velocidad de aplicación de la carga aumentan las cargas necesarias para extraer el tendón, esta tendencia queda confirmada con el estudio estadístico correspondiente. En todos los ensayos hemos registrado el par de apriete, el cual es siempre menor en el sistema de fijación con tornillo de expansión, por tanto nos indica que este es más fácil de colocar. Al comparar ambos tornillos a cada velocidad observamos que existe una tendencia de mejor comportamiento del tornillo de expansión: Estas tendencias se estudiaron de forma particularizada y estadísticamente comparando dos sistemas, para las velocidades: - 30 y 300 mm/min. Se confirma un mejor comportamiento del tornillo de expansión. - 600, 1200 y 4000 mm/min. No existe diferencia de comportamiento entre interferencia y expansión. Por tanto, a bajas velocidades de ensayo tenemos un mejor comportamiento del tornillo de expansión y a altas no se detectan diferencias, Conclusiones. 366 es decir, que la diferencia de las media de la carga en los tornillos interferencial y expansión a cada milímetro de desplazamiento tiende a cero no pudiendo afirmar que uno u otro tiene una media mayor. Al aplicar el estudio estadístico del Análisis de Varianza con Medidas Repetidas, que realiza un análisis en conjunto de todas las curvas, ha resultado significativo el tipo de tornillo, es decir la media de carga del tornillo de expansión es mayor que la del tornillo interferencial, en una medida global de todos los ensayos. Por tanto queda determinado nuestro objetivo concluyendo que obtenemos mayores cargas en el nuevo mecanismo de expansión diseñado por nosotros. 8.3.- Conclusiones extraídas de los cálculos de la rigidez de los ensayos tipo A de tracción (pull-out). No sólo nos plantemos como un objetivo básico determinar las cargas, sino también la rigidez de los dos tipos de fijación, el nuevo mecanismo de expansión y el tornillo interferencial, para conocer cual de estos dos sistemas es más rígido, o lo que es lo mismo ante la aplicación de una carga, en cual se produce mayor desplazamiento. Los resultados nos muestran como la rigidez aumenta a medida que aumenta las velocidades de ensayo, este comportamiento es claro en ambos tornillos, y aunque observamos una mayor rigidez media en el tornillo de expansión para cada velocidad, las diferencias no son significativa a excepción de la velocidad de 30 mm/min, donde la media de la rigidez si es significativamente mayor en el tornillo de expansión. Conclusiones. 367 8.4.- Conclusiones derivadas de la relación entre el par de apriete y la carga máxima de extracción en los ensayos tipo A de tracción (pull-out). Dentro del primer objetivo básico de esta tesis, se contemplaba que en los ensayos de tracción, se determinarían los pares de apriete, buscando relacionarlo con las cargas de extracción en la diferentes velocidades de aplicación de la carga. En los ensayos de tracción (pull-out) a diferentes velocidades no detectamos ninguna tendencia con respecto al par de apriete, en ninguno de los dos tornillos, aunque inicialmente se podría pensar que cuanto más grande fuese el par de apriete, la presión ejercida sobre el tendón implicaría obtener mejores resultados en carga de extracción, esto no ocurre así, por lo que tanpoco tendría sentido hacer un instrumento para el medico que midiese los pares de apriete. Un buen par de apriete no es garantía de que el tornillo este bien fijado, pues la facilidad con que se sale el tornillo depende de muchos factores, como por ejemplo el diámetro y la regularidad de la sección del tendón. 8.5.- Conclusiones extraídas de los ensayos tipo B de tracción (pull-out), con tornillo interferencial y de expansión en bloques de poliuretano. También se planteó dentro del primer objetivo de esta tesis realizar ensayos de tracción (pull-out) en tacos de poliuretano con diferentes densidades, que intentan asemejar su estructura a la del hueso humano, determinando la carga máxima y la rigidez que aguantan dos tipos de fijación, Conclusiones. 368 buscando comparar el comportamiento de los tornillos en estos medios que asemejan la estructura del hueso humano. - Bloque de poliuretano 30/40 pfc (Ensayos de tracción). Al comparar los resultados obtenidos en bloque de poliuretano 30/40 tanto con el tornillo interferencial como con el de expansión con los logrados en hueso observamos un mejor comportamiento en el bloque de poliuretano, es decir tienen una media de carga superior en el bloque de poliuretano 30/40 que en el hueso, esta diferencia es mayor con el tornillo de expansión. La diferencia de comportamiento detectada entre bloque 30/40 y hueso, es grande dados los niveles de significancia obtenidos, por lo que no es recomendable este tipo de material para la realización de ensayos y utilizarlos para comparación con hueso. Al comparar el comportamiento de ambos tornillo en el taco de poliuretano 30/40, observamos que a pequeños desplazamiento desde 1 mm hasta 3 mm no existe diferencia entre los dos tornillos pero a partir de los 3 mm podemos afirmar que el tornillo de expansión se comporta mejor, tiene una media de carga superior en el bloque de poliuretano 30/40 que el tornillo interferencial. Por tanto el bloque de poliuretano 30/40, no sirve para comparar con resultados obtenidos en hueso, pero si para comparar comportamiento de los dos tornillos. - Bloque de poliuretano 20/40 pfc (Ensayos de tracción). Tenemos que indicar que la introducción del tornillo interferencial provocaba la fractura de este tipo de bloque de poliuretano 20/40, por lo que no se obtuvieron resultados para el mismo, esto nos habla de la agresividad del tornillo con las paredes del material y por tanto con el tendón. Conclusiones. 369 Con el tornillo de expansión no se daban estas fracturas, esto nos habla de una menor agresividad de este tornillo. Al comparar los resultados obtenidos con los logrados en hueso observamos un destacado mejor comportamiento en bloque de poliuretano, es decir tienen una media de carga muy superior en el Bloque de poliuretano 20/40 que en el hueso. Se sigue confirmando la tendencia, de que los datos obtenidos en los tacos de poliuretano esta muy por encima de los resultados obtenidos con hueso, por lo que no recomendamos este material para la comparación con hueso. - Bloque de poliuretano 10/40 pfc (Ensayos de tracción). Tenemos que indicar que la introducción del tornillo interferencial también tiende a provocar la fractura del bloque de poliuretano 10/40, estas fracturas no se dieron con tanta profusión como en los bloques 20/40. Al confrontar los datos obtenidos detectamos en ambos tornillos el siguiente comportamiento, hasta los 2 mm de deslizamiento se tiene un mejor resultado en el bloque de poliuretano 10/40, a partir de ahí no podemos diferenciar el comportamiento de los tornillo en los dos materiales (hueso y bloque), de aquí se deduce que el bloque de poliuretano 10/40, es un medio mejor para comparar con hueso. Por tanto, recomendamos para comparar datos con hueso, utilizar el bloque de poliuretano 10/40. Al comparar el comportamiento de ambos tornillos en este material, detectamos un destacado mejor comportamiento del tornillo de expansión, es decir, este tornillo de expansión tiene una media de carga muy superior al tornillo interferencial en el bloque de poliuretano 10/40. Conclusiones. 376 Del estudio detallado de los datos, tanto en hueso como en bloque de poliuretano, se desprende que nuestro nuevo tornillo de expansión se comportó mejor desde el punto de vista de inserción, se necesitaron menores pares de apriete, consiguiendo una mayor carga máxima a bajas velocidades de tiro (fase de recuperación), las cargas de extracción a diferentes velocidades de tiro en el tornillo de expansión, están siempre por encima de las estimadas para la rehabilitación (450 N. Noyes et al, 1984) y obtenemos un mayor número de ciclos tanto a bajas como altas amplitudes (rehabilitación más segura y de aplicación menos tardía), por lo que queda demostrado que el procedimiento de la expansión radial es efectivo para la fijación de injertos de LCA. - También se planteo dentro del primer objetivo básico determinar la rigidez de los dos tipos de fijación, el nuevo mecanismo de expansión y el tornillo interferencial, para conocer cual de estos dos sistemas es más rígido, o lo que es lo mismo ante la aplicación de una carga, en cual se produce mayor desplazamiento, y evaluar la influencia de las diferentes velocidades de tiro tanto en el grado de apriete como en las cargas de extracción. Detectamos que la velocidad del ensayo es un parámetro que afecta a las propiedades biomecánicas (resistencia y rigidez), observando la tendencia de que a medida que aumenta la velocidad de aplicación de la carga aumentan las cargas necesarias para extraer el tendón y la rigidez total (propia del injerto y del sistema de fijación). Las diferencias de rigideces entre los dos sistemas de fijación no son significativas, a excepción de la velocidad de 30 mm/min, en la que la rigidez del tornillo de expansión es significativamente mayor. - Dentro del primer objetivo, se contemplaba que en los ensayos de tracción, se determinarían los pares de apriete, buscando relacionarlo con las cargas de extracción en la diferentes velocidades de aplicación de la carga. Conclusiones. 377 Comparando los datos de par de apriete y fuerzas máximas en los ensayos de tracción (pull-out) a diferentes velocidades en hueso y en ensayos de tracción (pull-out) en bloques de poliuretano 10/40, 20/40 y 30/40, para la velocidad de 30 mm/min con tornillo interferencial (excluido el 20/40 para este tornillo) y tornillo de expansión, no detectamos ninguna tendencia con respecto al par de apriete, en ninguno de los dos tornillos, aunque inicialmente se podría pensar que cuanto más grande fuese el par de apriete, la presión ejercida sobre el tendón implicaría obtener mejores resultados en carga de extracción, esto no ocurre así, por lo que tampoco tendría sentido hacer un instrumento para el médico que midiese los pares de apriete. De los datos de número de ciclos y par de apriete en los ensayos cíclicos (cyclic-load) con diferentes amplitudes y tornillo interferencial y de expansión no detectamos ninguna tendencia, aunque también parecería lógico pensar que cuanto más grande fuese el par de apriete y por tanto la presión ejercida sobre el tendón fuese mayor, obtendríamos un mayor número de ciclos, esto no ocurre así, por lo que el par de apriete no va a tener ninguna influencia en la rehabilitación. Hemos escuchado conversaciones de equipos de cirugía después de la operación de LCA, que indican que el ternillo a quedado muy bien fijado, pues han detectado un buen par de apriete, pero esto solamente es una percepción o sensación que no esta relacionada con la facilidad con que posteriormente el tornillo se puede salir, al aplicar un esfuerzo. Por tanto un buen par de apriete no es garantía de que el tornillo este bien fijado, esto parece ir contra de la lógica, pero debemos pensar que la facilidad con que se sale el tornillo depende de muchos factores, como por ejemplo el diámetro y la regularidad de la sección del tendón, posible microroturas, etc., si cuando colocamos el tendón nos encontramos con una zona en la que el tendón tiene un gran diámetro, tal vez el máximo que nos dio el calibre de medición de diámetros, esto provocara un gran par de apriete, pero si este diámetro no es uniforme y decrece, el tornillo se saldrá con facilidad, por el contrario, si en la zona de inserción Conclusiones. 378 tenemos un diámetro pequeño, pero la sección del tendón es irregular y creciente en el sentido de deslizamiento del tendón, esto dificultara la salida del mismo y provocara mayores cargas de extracción. - Incluido en el primer objetivo, se plantean realizar ensayos de tracción (pull-out) en tacos de poliuretano con diferentes densidades, que intentan asemejar su estructura a la del hueso humano, determinando la carga máxima y la rigidez que aguantan dos tipos de fijación, buscando comparar el comportamiento de los tornillos en estos medios que asemejan la estructura del hueso humano. La utilización de materiales de poliuretano 30/40 y 20/40 que imitan al hueso desvirtúan los resultados, pues al comparar los mismos, tanto con el tornillo interferencial como con el de expansión, con los logrados en hueso in Vitro, observamos un mejor comportamiento en los bloques de poliuretano, es decir, tienen una media de carga superior, por lo que estos materiales solo se deben utilizar para comparar los dos métodos de fijación entre si. Con respecto a los pares de apriete en los bloques 30/40 y 20/40, también obtenemos una gran diferencia, lo que confirma lo dicho anteriormente, aunque en este caso solo se pudo comparar el tornillo de expansión, por la roturas que provoca el tornillo interferencial en bloque 20/40. En el bloque de poliuretano 10/40, no podemos diferenciar prácticamente el comportamiento, desde el punto de vista de cargas de extracción, de los tornillos en los dos materiales hueso y bloque, de aquí se deduce que el bloque de poliuretano 10/40, es un medio mejor para comparar con hueso. Lo anterior queda confirmado al comparar los pares de apriete, tanto en tornillo de expansión como interferencial, para hueso y bloque de poliuretano 10/40, ya que son prácticamente iguales, esto nos confirma, que este bloque se asemeja más al hueso. Conclusiones. 379 Por tanto, recomendamos para comparar datos con hueso utilizar el bloque de poliuretano 10/40. Al comparar el comportamiento de ambos tornillos en este material detectamos un destacado mejor comportamiento del tornillo de expansión, es decir, este tornillo de expansión tiene una media de carga muy superior al tornillo interferencial en el bloque de poliuretano 10/40. En conclusión el bloque de poliuretano 10/40, nos sirve para comparar con resultados obtenidos con hueso y para comparar comportamiento de los dos tornillos y confirman el mejor comportamiento del tornillo de expansión. En este tipo de materiales se produjo además la relación siguiente, a medida que aumenta las densidades y las durezas aumentan las cargas necesarias para extraer el tendón, esta tendencia se da claramente con los tornillos de expansión. - Se planteó como tercer objetivo añadido de esta tesis determinar la dureza, tanto del hueso en vivo como de los bloques de poliuretano empleados; buscando comparar los diferentes materiales, llegando a la conclusión de que la dureza no parece un método muy fiable para comparar estos materiales; aunque se sabía por los estudios de Lexer en 1929 (James K et al. 1966), que este método, no encontró diferenciación de la dureza del hueso con la enfermedad o la edad. - En definitiva el tornillo de expansión precisa de una mayor fuerza y de un mayor número de ciclos para la extracción del implante, por lo implicaría una mayor estabilidad primaria del injerto y permite una mayor seguridad en los programas rehabilitadores, cada vez más precoces y agresivos, facilitando el proceso de integración definitiva del mismo, por lo que queda culminado el objetivo básico de esta tesis de validar experimentalmente este dispositivo mediante ensayos en diferentes medios. Conclusiones. 380 8.9.- Trabajos derivados de esta tesis. Como fruto del proceso de investigación realizado en esta tesis se han elaborado diversos trabajos. El primero, basado en los resultados obtenidos con los datos de los ensayos de tracción (pull-out) a diferentes velocidades con tornillo interferencial y expansión en hueso, dio como resultado la publicación de un articulo en Journal of Applied Biomechanics (Martel et al., 2009). Tenemos presentados dos artículos más, uno basados en los datos obtenidos en los ensayos de tracción en bloques de poliuretano y el otro en base a los ensayos cíclicos (cyclic-load). - En esta tesis se ha realizado un número considerable de ensayos invitro, con un gran gasto de material, por lo que se ha puesto en marcha en nuestro departamento, un proyecto fin de carrera en la Escuela Técnica Superior de Ingenieros Industriales, que desarrolla un estudio por elementos finitos de los sistemas de fijación de injertos de Ligamento Cruzado Anterior (LCA). En este estudio se modelarán varios dispositivos comerciales y el nuevo sistema de fijación por expansión. También se modelarán el túnel óseo donde se aloja el injerto, el propio injerto y los dispositivos de fijación. Se determinarán la fuerza de agarre y la rigidez global del sistema hueso-sistema de fijación-injerto de cada uno ellos. Se validará los resultados comparándolos con los ensayos que se han realizado, para afinar así el modelo resultante. Para el modelado se utilizará el software SolidWorks® y para el cálculo el SolidWorks® Simulation Premium, que es un paquetes de análisis de elementos finitos, que ofrece total integración con el software CAD de SolidWorks®. Conclusiones. 381 8.10.- Líneas futuras. Con esta tesis se da continuidad a línea de investigación orientada en rediseñar y validar experimentalmente un nuevo sistema de fijación del injerto de LCA, basado en la expansión radial, partiendo del desarrollado de la tesis doctoral de nuestro departamento de Ingeniería Mecánica de la ULPGC (Martel O, 2003). - El nuevo dispositivo expansor ha superado la fase de prototipo y de pruebas in-vitro sobre cerdos. El objetivo sería analizar y mejorar el correcto funcionamiento, y la interactuación con otros dispositivos en la mesa de operaciones y su ergonomía. - Podría ser necesario plantear nuevos ensayos biomecánicos cíclicos (cyclic-load) del tornillo, realizados en su totalidad en inmersión de solución Ringer, calentadas a 36º, con el propósito de simular el comportamiento del fluido humano. - Se sugiere la realización de ensayos in vivo sobre animales (ratas o cerdos) para comprobar los efectos a largo plazo del mencionado mecanismo de expansión. - Se propone continuar la investigación con materiales de poliuretano, empleando diferentes velocidades de extracción y realización de ensayos cíclicos (cyclic-load). Tal vez fuese necesario sustituir el modelo de bloque, por una imitación más real al hueso, para intentar obtener datos en tornillo interferencial en bloque de poliuretano 20/40. 383 Bibliografía. Reseñas bibliográficas. La bibliografía se ha ordenado por orden alfabético del autor principal. En el caso de que un autor tenga más de una publicación se distinguirá por el año de publicación. En el caso de que coincida autor y año, se ha incluido un orden numérico para cada publicación, al que se hace referencia en el texto. [1] Abraham G, González M, Cuadrado T: La ciencia y la ingeniería de los biomateriales, un desafío interdisciplinario. Revista de Divulgación Científica y Tecnológica de Ciencia. 1998. [2] Andre-Weimann, M.D., Mareike Rodieck, M.D., Thore Zantop, M.D., Joachim Hassenpflug, M.D., and Wolf Petersen, M.D. Primary Stability of Hamstring Graft Fixation With Biodegradable Suspension Versus Interference Screws, The Journal of Arthroscopic and Related Surgery. 2005 [3] Aglietti P, Buzzi R, D'Andria S, Zaccherotti G: Patellofemoral problems after anterior cruciate ligament reconstruction. Clin. Orthop. 288; 195-204, 1993. [4] Aglietti P, Buzzi R, Zaccherotti G, De Biase P: Patellar tendon versus doubled semitendinosus and gracilis tendons for anterior cruciate ligament reconstruction. Am. J. Sports Med., 22: 211-218, 1994. [5] Ahmad S, Gardner R, Megan Groh, Johnny Arnouk, Levine MD. Mechanical Properties of Soft Tissue Femoral Fixation Devices for Anterior Cruciate Ligament Reconstruction. Sports Medicine, 2004. [6] Amass W, Amass A, Tighe B. Polymer International 47, 89. 1998. [7] Amirault JD, Cameron JC, Macintosh DL et al. Chronic anterior cruciate ligament deficiency. Long-term results of Macintosh’s lateral substitution reconstruction. J Bone Joint Surg 70B: 622-624. 1988. Bibliografía. 384 [8] Andersson, C.; Odensten, M.; Gillquist, J. Knee function after surgical or nonsurgical treatment of acute rupture of the anterior cruciate ligament: a randomized study with a long-term follow-up period. Clin. Orthop., 264: 255-263. 1991 [9] Andrews M, Noyes FR, Barber-Westin SD. Anterior cruciate ligament allograft reconstruction in the skeletally inmature athlete. Am J Sports Med 22: 48-54. 1994. [10] Angel KR, Hall DJ. Anterior cruciate ligament injury in children and adolescents. Arthroscopy; 5:197-200. 1989. [11] Apaza Concha, Carlos Lucas. Reconstrucción de Ligamento Cruzado Anterior vía artroscópica. Hnerm-Essalud -2000-2002. Evaluación Clínica Postcirugía. Universidad Nacional Mayor de San Marcos. Lima. 2004. [12] Apley G, Solomon L. The Knee. Apley´s System of Orthopaedics and Fractures. En: Apley G, Solomon L, editores. 7ª ed. Oxford: Butterworth-Heinemann; p. 432-70. 1993. [13] Arciero RA, Scoville CR, Snyder RJ, et al. Single versus two-incision arthroscopic anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy 12: 462-469. 1996. [14] Armelin E. Sintesis y caracterización de nuevas poliesteramidas: estudio de sus propiedades. Universitat Politècnica de Catalunya (2002). [15] Arnoczky SP, Warren RF, Ashlock MA. Replacement of the anterior cruciate ligament of the knee using a patellar tendon allograft. An experimental study. J Bone Joint Surg 68A: 376-385. 1986. [16] Arnoczky S. Biology of anterior cruciate ligament reconstructions. Smith and Nephew Winter Meeting Gold Coast. 1997. [17] Arnold, J. A.; Coker, T. P.; Heaton, L. M.; Park, J. P.; Harris, W. D. Natural history of anterior cruciate tears. Am. J. Sports Med., 7: 305-313. 1979. [18] Aune AK, Ekeland A, Cawley PW. Interference screw fixation of hamstring vs. patellar tendon grafts for anterior cruciate ligament reconstruction. Knee Surg, Sports Traumatol, Arthrosc 6: 99-102. 1998. [19] Baker CL, Curd DT, Merkley MS. The effect of Supplementary tibial fixation in anterior cruciate ligament reconstruction with bioabsorbable fixation of a quadrupled woven hamstrings graft: Initial biomechanical properties. Technical report prepared for Arthrex, Inc. [20] Barry P, Andrews JR, Timmerman LA. Lesiones del Ligamento Cruzado Anterior. Artroscopía. Madrid, España. Marbán S.L. 356-391. .2001. [21] Becker R, Schröder M, Röpke M, et al. Structural properties of sutures used in anchoring multistranded hamstrings in anterior cruciate ligament reconstruction: a biomechanical study. Arthroscopy 15: Nº3 (April), 297-300. 1999. Bibliografía. 385 [22] Becker R, Voigt D, Stärke C, et al. Biomechanical properties of quadruple tendon and patellar tendon femoral fixation techniques. Knee Surg, Sports Traumatol, Arthrosc. 9: 337-342. 2001. [23] Benedetto KF, Fellinger M, LimTE, et al. A new bioabsorbable interference screw: preliminary results of a prospective, multicenter, randomized Clinical Trial. Arthroscopy, 16: 41-48. 2000. [24] Bergfeld J A, Freddie H. Fu, Masahiro Kurosaka, Stephen M. Howell, Kurt P. Spindler. Singleor double-bundle ACL reconstruction: Technique vs. concept. Orthopedics Today. 2008. [25] Beynnon BD, Fleming BC, Johnson RJ, Nichols CE, et al. Anterior cruciate ligament strain behavior during rehabilitation exercises in vivo. Am J Sports Med 23; 24-34. 1995. [26] Blacka K.P., Saunders M.M. Expansion anchors for use in anterior cruciate ligament (ACL) reconstruction: establishing proof of concept in a benchtop analysis. Department of Orthopaedics and Rehabilitation, The Pennsylvania State University College of Medicine, The Milton S. Hershey Medical Center, 500 University Drive, P.O. Box 850, M.C. H089, Hershey, PA 17033, USA. Musculoskeletal Research Laboratory and Center for Biomedical Devices and Functional Tissue Engineering, USA. 2004. [27] Bonatus TJ, Alexander AH. Patellar fracture and avulsion of the patellar ligament complicating arthroscopic anterior cruciate ligament reconstruction. Orthop Rev 20: 770774. 1991. [28] Bonnet A. Traité des maladies des articulations, vol I & 2 avec atlas. Baillière, Paris. 1845 [29] Borsa PA, Lephart SM, Irrgang JJ, Saffran MR, Fu FH. The effects of joint position and direction of joint motion on propioceptive sensibility in anterior cruciate ligamentdeficient athletes. Am J Sports Med, 25: 336-340. 1997. [30] Brahmabhatt V, Smolinski R, McGlowan J, et al. Double-stranded hamstring tendons for anterior cruciate ligament reconstruction. A biomechanical study. Am J Knee Surg.; 12. 141-145. 1999. [31] Brand J (1), Hamilton D, Selby J, et al. Quadriceps tendon fixation with patellar tendon bone plug interference fixation in cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy, 16: 805812. 2000. [32] Brand J (2), Steenlage E, Hamilton D. Interference screw fixation of a quadrupled hamstring tendon is directly correlated to bone mineral density measured by dual photon absortimetry (DEXA). Am J Sports Med 28; 705-710. 2000. [33] Brand, R.A. Biomechanics of the Hip and Hip Reconstruction. Chapter 12, pp. 97-102, in Orthopaedic Knowledge Update, 2nd ed., Pellici, P.M., Tria, A.J., and Garvin, K.L., Eds. American Academy of Orthopaedic Surgeons. Rosemont, IL, 2000. Bibliografía. 386 [34] Brent S, Wilk K. Rehabilitación ortopédica clínica. Elsevier. 2005 [35] Brown CH (1), Steiner ME, Carson EW. The use of hamstring tendons for anterior cruciate ligament reconstruction: Technique and results. Clin Sports Med 12: 723-756. 1993. [36] Brown CH (2), Hecher AT, Hipp JA, et al. The biomechanics of interference screw fixation of patellar tendon anterior cruciate ligament graft. Am J Sports Med 21; 880-886. 1993. [37] Brown CH, Sklar JH. Endoscopic anterior cruciate ligament reconstruction using doubled gracilis and semitendinosus tendons and endobutton femoral fixation. Operative Techniques in Sports Medicine, 7, No 4 (October), 201-213. 1999. [38] Brown GA, Pena F, Grontvedt T, Labadie D, Engebretsen L. Fixation strength of interference screw fixation in bovine, young human, and elderly human cadaver knees: Influence of insertion torque, tinnel-bone block gap, and interference. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc 3: 238-244. 1996. [39] Brückner H. Eine neue Methode zur Kreuzbandplastik. Chirg. 1966. [40] Buck BE, Malinin TI, Brown MD. Bone Transplantation and human immunodeficiency virus: An estimated risk of acquired immunodeficiency syndrome. Clin Orthop;240:12936. 1989. [41] Busch MT. Meniscal injuries in children and adolescents. Clinics Sports Med; 9:661-80. 1990. [42] Buss DD, Warren RF, Wickiewicz TL, et al. Arthroscopically assisted reconstruction of the anterior cruciate ligament with use of autogenous patellar-ligament grafts. Results after twenty-four to forty-two months. J Bone Joint Surg 75A; pp: 1346-1355. 1993. [43] Butler DL, Noyes FR, Grood ES. Measurement of the mechanical properties of ligaments. In: Feinberg B, Fleming D, eds. CRC handbook of engineering in medicine and biology, Sect B, V1. Boca Raton, FL, CRC Press; 279-314. 1978. [44] Caborn DNM, Coen MD, Neef R, et al. Quadrupled semitendinosus-gracilis autograft fixation in the femoral tunnel: a comparison between a metal and a bioabsorbable interference screw. Arthroscopy: 14 Nº3 (April), 241-245. 1998. [45] Caborn DNM, Urban WP, Johnson DL, et al. Biomechanical comparison between bioscrew and titanium alloy interference screws for bone-patellar tendon-bone graft fixation in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy: 13, 229-232. 1997. [46] Calderón Tejerina N. Reconstrucción artroscópica del ligamento cruzado anterior y posterior simultáneo. Revista Boliviana de Ortopedia y Traumatología. Volumen 17, Nº 1. 2007. Bibliografía. 393 reconstruction. Biomechanical evaluation by single cycle and cyclic loading. Am J Sports Med.: 29 Nº4: 420-425. 2001. [130] Kuitinen S, Komi PV, Kyrolinen H. Knee and ankle joint stiffness in sprint running. Med Sci Sports Exerc; 34 (1):166-73. 2002. [131] Kurosaka M, Yashiysa, S Andrish J T: A biomechanical comparison of different surgical techniques of graft fixation for anterior cruciate ligament reconstruction. Am. J. Sports Med., 15: 225-229, 1987. [132] Lajtai G, Noszian I, Humer K, et al. Serial magnetic resonance imaging evaluation of operative site after fixation of patellar tendon graft with bioabsorbable interference screws in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy: 15. Nº7 (October): 709-718. 1999. [133] Lange F. Uber die Sehnenplastik. Verh Dtsch Orthop Ges 2:10-12.1903. [134] Latarjet M, Ruiz L. Anatomía humana. 3 ed. México, DF: Editorial Médica Panamericana, 1996:t 2:16 - 2001. [135] Lee MY, Finn HA, Lazda VA, Thistlethwaite JR, Simon MA. Bone allografts are immunogenic and may preclude subsequent organ transplants. Clin Orthop; 340:215-9. 1997. [136] Leitman EH, Morgan CD, Grawl DM. Quadriceps tendon anterior cruciate ligament reconstruction using the all-inside technique. Operative Techniques in Sports Medicine, 7, No 4 (October):179-188. 1999. [137] Lemaire M. Instabilité chronique du genou : technique et résultats des plasties ligamentaires en traumatologie sportive. J; Chir (Paris) 110:281-294. 1975. [138] Lipscomb AB, Johnston RK, Snyder RB, et al: Evaluation of hamstring strength following use of semitendinosus and gracilis tendons to reconstruct the anterior cruciate ligament. Am. J. Sports Med., 10(6):340-2, 1982. [139] Liu (1) SH, Kabo JM, Osti L: Biomechanics of two types of bone-tendon-bone graft for ACL reconstruction. J. Bone Joint Surg., 77-B, 232-235, 1995. [140] Liu (2) SH, Kabo JM, Wiley BV, et al. The latest trends in ACL graft reconstruction: assessment of initial mechanical performance, Abastracts from the 41st Annual Meeting of the Orthopaedic Research society. p 644. Orlando., FL, February 13-16.1995. [141] Livesay GA, Fujie H, Kashiwaguchi S, et al. Determination of the in-situ forces and force distribution within the human anterior cruciate ligament. Ann Biomed Eng; 23: 467474. 1995. [142] López Cachero M. Fundamentos y métodos de estadística. Ed: Pirámide. ISBN: 84368-0425-2., Madrid.1996 Bibliografía. 394 [143] López Calbet JA, Dorado García C y Chavarren Cabrero J. Evaluación de la composición corporal mediante absorciometría fotónica Dual de Rayos X: aplicaciones y limitaciones en el ámbito del deporte. Investigaciones en Ciencias del Deporte (8): 53-79. 1996. [144] Lukaski HC. Soft tissue composition and bone mineral status: evaluation by dual-energy X-ray absorptiometry. J Nutr 123: 438-443. 1993. [145] Lysholm J., Gillquist J. Evaluation of knee ligament surgery with special emphasis on use of a scoring scale. Am J. Sports Med; 10:150. 1982. [146] MacDonald PB, Hedden D, Pacin O, Sutherland K. Propioception in anterior cruciate ligament-deficient and reconstructed knees. Am. J. Sports Med., 24: 774-778. 1996. [147] Macey H.B. A new operative procedure for repair of ruptured cruciate ligament of the knee joint. Surg. Gynecol. Obstet., 69:108-109, 1939. [148] MacIntosh D.L., Galway R.D., Beaupre A. Pivot shift: a clinical sign of symptomatic anterior cruciate insufficiency. J. Bone Join Surg. (Br) 54B:763-764. 1972. [149] Magen HE, Howell SM, Hull ML. Structural properties of six tibial fixation methods for anterior cruciate ligament soft graft tissue. Am J Sports Med.: 27 nº1: 35-43. 1999. [150] Mahiques Mahiques A. Cirugía Ortopédica y Traumatología. Instituto Valenciano de Oncología.. Linfoma Maligno. Linfoma de Hodgkin. España. 2007. [151] Maletius W, Gillquist J. Long-term results of anterior cruciate ligament reconstruction with a Dacron prosthesis. The frequency of osteoarthritis after seven to eleven years. Am. J. Sports Med. 25: 288-293. 1997. [152] Marder R A, Raskind J R, Carroll M: Prospective evaluation of arthroscopically assisted anterior cruciate ligament reconstruction. Patellar tendon versus semitendinosus and gracilis tendons. Am. J. Sports Med., 19(5): 478-484. 1991. [153] Mariani PP, Camillieri G, Margheritini F. Transcondylar screw fixation in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy, 17: 717-723. 2001. [154] Markolf KL, Burchfield DM, Shapiro MM, et al. Biomechanical consequences of replacement of the anterior cruciate ligament with a patellar ligament allograft. Part II: Forces in the graft compared with forces in the intact ligament. J Bone Joint Surg Am; 78: 1728-1734. 1996. [155] Markolf KL, Gorek JF, Kabo JM, et al. Direct measurement of resultant forces in the anterior cruciate ligament. An in vitro study performed with a new experimental technique. J Bone Joint Surg 72A: 557-567. 1990. [156] Martin RB, Burr DB, Sharkley NA. Skeletal Tissue Mechanics. ISBN 0-387-98474-7. Ed. Springer-Verlag. New York. 1998. Bibliografía. 395 [157] Martel O. Validación y rediseño de mecanismo de expansión radial para la fijación ósea de injerto de ligamento cruzado anterior de la rodilla. ULPGC. Las Palmas. 2003. [158] Martel Oscar, Cárdenes Juan F, Garcés Gerardo, Carta José A. Influence of the Cross-Head Rate on the Mechanical Properties of Fixation Systems of ACL Tendon Grafts l Tissue Mechanics. Journal of Applied Biomechanics. © Human Kinetics, Inc. Las Palmas de GC. 2009. [159] Marshall J.L., Warren R.F., Wickiewicz T.L. The anterior cruciate ligament. A technique of repair and reconstruction. Clin Orthp., 143:97-106, 1979. [160] Matsumoto H, Toyoda T, Kawakubo M. Anterior cruciate ligamento reconstruction ad physiological joint laxity. Earliest changes in joint stability and stiffness after reconstruction. J Orthop Sci; 4: 191-6. 1999 [161] Matthews LS. Pitfalls in the use of interference screws for anterior cruciate ligament reconstruction: brief report. Arthroscopy, 17: 717-723. 2001. [162] Mayo Robson A.W. Rutured cruciate ligaments and their repair by operation. Ann. Surg., 37: 716-718, 1903. [163] McDaniel, W. J., Jr., Dameron, T. B., Jr. Untreated ruptures of the anterior cruciate ligament. A follow-up study. J. Bone and Joint Surg., 62-A: 696-705. 1980. [164] McGuire DA, Barber FA, Milchgrub S, Wolchok, JC. A postmortem examination of poly-L lactic acid interference screws 4 months after implantation during anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy, 17: 988-922. 2001. [165] McGuire DA, Barber FA, Elrod BF, Paulos LE. Bioabsorbable interference screws for fixation in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy: 15. Nº5 (July-August), 463-473. 1999. [166] Middleton J, Tipton A J, Synthetic Biodegradable Polymers as Medical Devices. Medical Plastics and Biomaterials Magazine. 1998. [167] Miller N. D, Williams D. F. Biomaterials, 8, 129. 1987 [168] Millett PJ, Willis AA, Warren RF. Associated injuries in pediatric and adolescent anterior cruciate ligament tears: does a delay in treatment increase the risk of meniscal tear. Arthroscopy;18:955-959. 2002. [169] Mikkelsen, C., Werner, S. and Eriksson, E. Closed kinetic chain alone compared to combined open and closed kinetic chain exercises for quadriceps strengthening after anterior cruciate ligament reconstruction with respect to return to sports: a prospective matched follow-up study. Knee Surgery, Sports Traumatology and Arthroscopy 8, pp. 337–342. 2000 Bibliografía. 396 [170] Miyasaka KC, Daniel DM, Stone M L, Hishman P. The incidence of knee ligament injuries in the general population. Am J Knee Surg;4:3-8. 1991. [171] Mizuta H, Kubota K, Shiraishi M, Otsuka Y, Nagamoto N, Takagi K. The conservative treatment of complete tears of the anterior cruciate ligament in skeletally immature patients. J Bone Joint Surg; 77-B:890-4. 1995. [172] Morgan C D, Kalman D O, Grawl D M: Isometry testing for Anterior cruciate ligament reconstruction revisited. Arthroscopy, 11, 6: 647-659, 1995. [173] Morgan CD, Gehrmann RM, Jayo MJ, et al. Histologic findings with a bioabsordable anterior cruciate ligament interference screw explant after 2.5 years in vivo. Arthroscopy, 18: E47-E47. 2002. [174] Morrison JB. The mechanics of the Knee joint in relation to normal walking. J Biomech, 3: 51-61. 1970. [175] Moseikilde L, Kragstrup J and Richards A. Compressive strength, ash weight and volume of vertebral trabecular bone in experimental florurosis in pigs. Calcif. Tissue Int., 40: 318. 1987. [176] Mott HW: Semitendinosus anatomic reconstruction for cruciate ligament insufficiency. Clin. Orthop., (172):90-2, 1983. [177] Muller W. The Knee: from, function, and ligament reconstruction, New York. SpringerVerlag; 253-257. 1983. [178] Munuera, Luis. Introducción a la traumatología y la cirugía ortopédica. Mc-Graw-Hill Interamericana. ISBN: 84-486-0136-X. 1996. [179] Murray M. M, Martin S. D, Martin T. L, and Spector M. Histological Changes in the Human Anterior Cruciate Ligament After Rupture. J. Bone Joint Surg. Am; 82:1387. 2000. [180] Musahi V, Lehner A, Watanabe Y, Fu FH. Biology and biomechanics. Curr Opin Rheumatol;14(2):127-33. 2002. [181] Nabors ED, Richmond JC, Vannah WM, McConville OR. Anterior cruciate ligament graft tensioning in full extension. Am. J. Sports Med; 23: 488-492. 1995. [182] Nagarkatti DG, McKeon BP, Donahue BS, Fulkerson JP. Mechanical evaluation of a soft tissue interference screw in free tendon anterior cruciate ligament graft fixation. Am J Sports Med.: 29 nº1; 67-71. 2001. [183] Nebelung W, Becker R, Merkel M, Röpke M. Bone tunnel enlargement after anterior cruciate ligament reconstruction with semitendinosus tendon using endobutton fixation on the femoral site. Arthroscopy: 14. Nº8 (November-December), 810-815. 1998. Bibliografía. 397 [184] Nordin M, Frankel VH. Basic biomechanics of the musculoskeletal system. J Biomech;35(6):872. 2002. [185] Nordström P, Nordström G, Thorsen K, Lorentzon R. Local bone mineral density, muscle strenght, and exercise in adolescent boys: a comparative study of two groups with different muscle strenght and exercise levels. Calcified Tissue International 58: 402408. 1996 [186] Norwood LA, Cross MJ. The intercondylar shelf and the anterior cruciate ligament. Am J Sports Med.: 5; 171. 1977. [187] Noulis G. Entorse du genou. Thèse N° 142. Fac Med Paris 1875; 1-53. 1875. [188] Noyes, F. R.; Bassett, R. W.; Grood, E. S.; Butler, D. L. Arthroscopy in acute traumatic hemarthrosis of the knee. Incidence of anterior cruciate tears and other injuries. J. Bone and Joint Surg., 62-A: 687-695, 757. 1980. [189] Noyes FR, Barber SD. The effects of an extra-articular procedure on allograft reconstructions for chronic ruptures of the anterior cruciate ligament. J Bone Joint Surg 73A: 882-892. 1991. [190] Noyes FR, Barber-Westin SD. Reconstruction of the anterior cruciate ligament with human allograft. Comparison of early and later results. J Bone Joint Surg 78A: 524-537. 1996. [191] Noyes Fr, Bone J, Surgery J. Revision anterior cruciate ligament surgery with use of bone-patellar tendon-bone autogenous grafts. 83 A-(8).1131-43. 2001 [192] Noyes FR, Butler DL, Grood ES, Zernicke RF and Hefzy MS. Biomechanical analysis of human ligament grafts use in knee-ligament repairs and reconstructions. J Bone Joint Surg 66A: 344-352. 1984. [193] Noyes F.R, Matthews D.S, Mooar P.A. The symptomatic anterior cruciate deficient knee Part II : The result of rehabilitation, activity modification, and counseling on functional disability J. Bone Joint Surg. 65A: 163-174, 1983. [194] Numazaki H, Tohyama H, Nakano H, et al. The effect of initial graft tension in anterior cruciate ligament reconstruction on de mechanical behaviors of the femur-graft-tibia complex during cyclic loading. Am J. Sports Med. 30: 800-805. 2002. [195] O’Neill DB. Arthroscopically assisted reconstruction of the anterior cruciate ligament. A prospective Randomized Analysis of three techniques. J Bone Joint Surg 78A: 803-813. 1996. [196] Otero A L, Hutcheson L: A comparison of doubled semitendinosus / gracilis and central third of the patellar tendon autografts in arthroscopic anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy, 9: 143-148, 1993. Bibliografía. 398 [197] Palmer I. Pathophysiology of the medial ligament of the knee joint. Acta Chirurgica Scandinavica, 115: 312-318. 1958. [198] Pajares-López M. Tercedor-Sánchez J. Prados-Olleta N. Vidal-Martín de Rosales JM. Autoinjerto y aloinjerto en la reconstrucción del ligamento cruzado anterior. Revista Española de Cirugía Ortopédica y Traumatología. 2003. [199] Paschal SO, Seemann MD, Ashman RB, and Allard RN. A biomechanical comparison of interference versus postfixation fixation of bone-patellar tendon bone grafts for anterior cruciate ligament reconstruction. Orthopaedic Transactions. 16, 80. 1992. [200] Paschal SO, Seemann MD, Ashman RB, et al. Interference fixation versus postfixation of bone-patellar tendon bone grafts for anterior cruciate ligament reconstruction. A biomechanical comparative study in porcine knees. Clinical Orthopaedics and Related Research. Number 300, 281-287. J.B. Lippincott Company. 1994. [201] Paulos L.E., Cherf J., Rosenberg T.D. Anterior cruciate ligament reconstruction with autograft. Clin Sports Med. 10:469-485, 1991. [202] Paulos, LE., Noyes, F.R., Grood, E. Knee rehabilitation after cruciate ligament reconstruction and repair. Am J Sports Med 9: 140-149, 1981. [203] Paulos LE, Stern J. Rehabilitation after anterior cruciate ligament surgery. In the anterior cruciate liganent current and future concepts 381-395. Edited by Jackson DW, Arnoczhy SP, Woo SL-Y, Frank CB and Simon TM. New York. Raven Press .1993 [204] Pena F, Grøntvedt T, Brown GA, et al. Comparison of failure strenght between metallic and absorbable interference screws. Influence of insertion torque, tunnel-bone block gap, bone mineral density, and interference. Am J Sports Med.: 24. Nº3.p 329-334. 1996. [205] Penner DA, Daniel DM, Wood P, Mishra D. An in vivo study of anterior cruciate ligament graft placement and isometry. Am. J. Sports Med; 16: 238-243. 1988. [206] Peña E, Calvo B., Martinez M A, Palanca D. Doblaré M. Influence of the tunnel angle in ACL reconstructions on the biomechanics of the knee joint. Group of Structural Mechanics and Material Modelling, Aragón Institute of Engineering Elsevier Ltd. Research (I3A), University of Zaragoza, María de Luna, 3, Zaragoza, Spain. [207] Peterson RK, Shelton WR, Bomboy AL. Allograft versus autograft patellar tendon anterior cruciate ligament reconstruction: a 5-year follow-up. Arthroscopy;17:9-13. 2001. [208] Pierz K, Baltz M, Fulkerson J: The effect of Kurosaka screw divergence on the holding strength of bone-tendon bone grafts. Am. J. Sports Med., 23 (3): 332-335, 1995. [209] Pihlajamäki H (1), Böstman O, Hirnensalo E, Törmälä P, Rokkanen P. A biodegradable expansion plug for fixation of the fixation of fractures of the medial malleolus. Ann Chir Gynaecol 83: 49-54. 1994. Bibliografía. 399 [210] Pihlajamäki H (2), Böstman O, Rokkanen P. A biodegradable expansion plug for fixation of the coracoid bone block in the Bristow-Latarjet operation. Int Orthop 18: 66-71. 1994. [211] Pinczewski LA, Clingeleffer AJ, Otto DD, et al. Integration of hamstring tendon graft with bone in reconstruction of anterior cruciate ligament. Arthroscopy: 13 Nº5 (October), 641-643. 1997. [212] Pinczewsky L, Roger G: A new technique of hamstring tendon fixation in endoscopic ACL Reconstruction utilizing a soft threaded interference screw (RCI) In: Operative Technique Manual, Smith & Nephew Donjoy Inc. Carlsbad, CA 9 USA. 2008. [213] Pinczewski L., Thuresson P., Otto D., Nyquist F. : Arthroscopic Posterior Ligament Reconstruction using four-strand hamstring tendon graft and interference screws. Arthroscopy 13 (5) : 661-665, 1997. [214] Planas de Martí J. Cirugía artroscópica de la rodilla. Rodilla del deportista. Centro Médico Teknon. Barcelona. 2009. [215] Plaweski S. Technique de reconstruction du ligament croisé antérieur par les tendons de la patte d'oie. A. Michallon University Hospital. Maitrise Orthopédique Nº 95 Grenoble, France. 2000. [216] Ponsen & Looijen bv. Effects of pretension in reconstructions of the anterior cruciate ligament. Clinical, biomechanical and computer model analyses. Wageningen ISBN 909011847-0. [217] Popesko P. Atlas de anatomía topográfica de los animales domésticos. Tomo III. Salvat Editores. Barcelona. ISBN 84-345-2067-2. 1981. [218] Prat, Jaime; Comín, Mario; Peris, José Luis; Dejoz, J. Ricardo; Vera, Pedro M; Hoyos, Juan Víctor. Biomecánica de la fractura ósea y técnicas de reparación. ISBN: 84-923974-5-4. Ed. Instituto de biomecánica de Valencia. Valencia, 1999. [219] Prives, M. Lisenkov, N. Buskovich. Anatomía humana. 5 ed. Moscú: Mir;t 3:53-9. 1989 [220] Raab DJ, Fischer DA, Smith PJ, et al. Comparison of arthroscopic and open reconstruction of the anterior cruciate ligament. Early results. Am J Sports Med 21; 680684. 1993. [221] Ramos Álvarez, J.J., López-Silvarrey F.J., Segovia Martínez, J.C., Martínez Melen, H., Legido Arce, J.C.. Rehabilitación del paciente con lesión del ligamento cruzado anterior de la rodilla (LCA). Revisión. Revista Internacional de Medicina y Ciencias de la Actividad Física y el Deporte vol. 8 (29) pp. 62-92. 2008. [222] Rang M. The Story of Orthopaedics. Philadelphia: WB Saunders Company; 2000. Bibliografía. 400 [223] Raunest J. Application of a new positioning device for isometric replacement in anterior cruciate ligament repair and reconstruction. J Trauma, 31: 223-229. 1991. [224] Reid JS, Hanks GA, Kalenak A, et al. The Ellison iliotibial-band transfer for a torn anterior cruciate ligament of the knee. Long term follow-up. J Bone Joint Surg 74A: 13921402. 1992. [225] Redfern MS, Cham R, Gielo-Perczak K, Gronqvist R, Hirvonen M, Lanshammar H et al. Biomechanics of slips. Ergonomics;44(13):1138-66. 2001. [226] Rodeo S A, Arnoczky, P Torzilli A A, Hidaka C, Warren R F: Tendon-healing in a bone tunnel. A biomechanical and histological study in the dog. J. Bone Joint Surg., 77-B(6): 901-905, 1995. [227] Rosemberg TD: Technique for endoscopic rnethod of ACL reconstruction Technical Bulletin. Mansfield. MA. Acufex Microsurgical. 1993 [228] Rosemberg TD, Franklin JL, Baldwin GN, et al. Extensor mechanism function after patellar tendon graft harvest for anterior cruciate ligament reconstruction. Am J Sports Med 20: 519-526. 1992. [229] Rougraff, B., Shelbourne, K. D., Gerth, P. K., & Warner, J. Arthroscopic and histologic analysis of human patellar tendon autografts used for anterior cruciate ligament reconstruction. Am J Sports Med, 21(2), 277-284. 1993 [230] Rowden NJ, Sher D, Rogers GJ, Schindhelm K. Anterior cruciate ligament graft fixation: Initial comparation of patellar tendon and semitendinosus autografts in young fresh cadavers. Am J Sports Med. 25 Nº4; 472-478. 1997. [231] Rubin R. M., Marshall J. L., Wang J. Prevention of knee instability: experimental model for prosthetic anterior cruciate ligament. Clin Orthop 113: 212-236. 1975. [232] Ruland C M, Friedman M J, Kollias S L, Foxi J M: Arthroscopic reconstruction of isolated ACL tears: a comparison of the patellar tendon and the double-loop semitendinosus/gracilis autografts. Proc. AANA. Washington, 1996. [233] Ruluff D, McIntyre PE. Some current uses for metals in, on and around your body. Med Eng 4: 40-47. 1982. [234] Rupp S (1), Hopf T, Hess T, Seil R, Kohn DM. Resulting tensile forces in the human bone-patellar tendon-bone graft: Direct force measurement in vitro. Arthroscopy; 15: 179184. 1999. [235] Rupp S (2), Seil R, Schneider A, Kohn DM. Ligament graft initial fixation strength using biodegradable interference screws. J Biomed Mater Res (Appl Biomater) 48: 70-74,. © John Wiley & Sons, Inc. 1999. Bibliografía. 401 [236] Sachs RA, Daniel DM, Stone ML, et al. Patellofemoral problems after anterior cruciate ligament reconstruction. Am J Sports Med 17: 760-765. 1989. [237] Saddemi SR, Frogameni AD, Fenton PJ, et al. Comparison of perioperative morbidity of anterior cruciate ligament autografts versus allografts. Arthroscopy 9: 519-524. 1993. [238] Sala D, Valentí JR. Reconstrucción del ligamento cruzado anterior de la rodilla con tendón rotuliano autólogo y homólogo crioconservado en fresco. Estudio experimental en la oveja. Rev Ortop Traumatol;37:73-83. 1994. [239] Sandoval J. Tratado de anatomía veterinaria. Tomo II. ISBN 84-650-1540-0. Facultad de Veterinaria. Universidad de León. 1994. [240] Scheffler SU, Südkamp NP, Göckenjan A, et al. Biomechanical comparison of hamstring and patellar tendon graft anterior cruciate ligament reconstruction techniques: the impact of fixation level and fixation method under cyclic loading. Arthroscopy: 18. Nº3 (March), 304-315. 2002. [241] Schroeder FJ. Reduction of femoral interference screw divergence during endoscopic anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy; 15: 41-48. 1990. [242] Seil R, Rupp S, Krauss PW, Benz A, Kohn DM. Comparison of initial fixation strength between biodegradable and metallic interference screws and a press-fit fixation technique in a porcine model. Am J. Sports Med. 26: 815-819. 1998. [243] Seitz H, Vécsei V, Menth-Chiari WA, Pichl W, et al. Comparison of femoral and tibial pullout forces in bone-patellar tendone-bone anterior cruciate ligament reconstructions with a new interference fixation device. Arthroscopy, 15: 173-178. 1999. [244] Selby Jeffrey B, Darren L Jhonson, Peter Hester MD, David N.M. Caborn. Effect of Screw Length on Bioabsorbable Interference Screw Fixation in a Tibial Bone Tunnel. The American Journal of Sport Medicine. vol 29 (5). 2001 [245] Shelbourne, K. O., Nitz, P. Accelerated rehabilitation after anterior cruciate ligament reconstruction. Am J Sports Med, 18(3), 292-299. 1990. [246] Shelton WR, Papendick L, Dukes AD. Autograft versus allograft anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy;13:446-9. 1997. [247] Shaieb MD, Kan DL, Chang SK, et al. A prospective randomized comparison of patellar tendon versus semitendinosus and gracilis tendon autografts for anterior cruciate ligament reconstruction. Am J. Sports Med. 30: 214-220. 2002. [248] Shapiro JD, Jackson DW, Aberman HM, et al. Comparison of pullout strength for sevenand nine-milimeter diameter interference screw size as used in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy: 11 Nº5 (October), 596-599. 1995. Bibliografía. 402 [249] Shelbourne KD (1), Nitz P. Accelerated rehabilitation after anterior cruciate ligament reconstruction. Am. J. Sports Med., 18: 292-299, 1990. [250] Shelbourne KD (1), Rettig AC, Hardin G, et al. Miniarthrotomy versus arthroscopicassisted anterior cruciate ligament reconstruction with autogenous patellar tendon graft. Arthroscopy 9; 72-75. 1993. [251] Shelbourne KD (2), Nitz P. Anatomic considerations in harvesting the semitendinosus and gracilis tendons and a technique of harvest. Am. J. Sports Med., 21(4): 565-571, 1993. [252] Shelbourne KD (2), Wilckens JH. Current concepts in anterior cruciate ligament rehabilitation. Orthop. Rev., 19: 957-964, 1990. [253] Shelbourne KD (3), Wilckens JH. Intraarticular anterior cruciate ligament reconstruction in the symptomatic arthritic knee. Am J Sports Med 21; 685-689. 1993. [254] Shelbourne KD, Wilckens JH, Mollabashy A, DeCarlo M. Arthrofibrosis in acute anterior cruciate ligament reconstruction. The reffect of timing of reconstruction and rehabilitation. Am J Sports Med 19; 332-336. 1991. [255] Shelton WR, Papendick L, Dukes AD. Autograft versus allograft anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy ;13:446-9. 1997. [256] Shino K, Hamada M, Tanaka M, Matsui Y, Doi T. In vivo direct measurement of load applied to ACL grafts. Trans Orthop Res Soc 18:2. 1993. [257] Shino K, Inoue M, Horibe S, et al. Surface blood flow and histology of human anterior cruciate ligament allografts. Arthroscopy 7: 171-176. 1991 [258] Shino K, Kawasaki T, Hirose H, et al. Replacement of the anterior cruciate ligament by an allogenic tendon graft: An experimental study in the dog. J Bone Joint Surg 66B: 672681. 1984. [259] Shino K, Kimura T, Hirose H, et al. Reconstruction of the anterior cruciate ligament by allogenic tendon graft. An operation for chronic ligamentous insufficiency. J Bone Joint Surg 68B: 739-746. 1986. [260] Shino K, Pflaster DS. Comparison of eccentric and concentric screw placement for hamstring graft fixation in the tibial tunnel. Knee Surg, Sports Traumatol, Arthrosc 8: 7375. 2000. [261] Simonian PT, Williams RJ, Deng XH, et al. Hamstring and patellar tendon graft response to cyclical loading. Am J Knee Surg.; 11: 101-105. 1998. [262] Sisk TD. Lesiones de la rodilla. Capítulo 33 (218 pág.) en Campbell: Cirugía ortopédica. 8ª edición. Editorial Médica Panamericana. 1993