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CARACTERIZACIÓN DE LAS PROPIEDADES Y EL COMPORTAMIENTO

MECANICO DE UN NUEVO PROCEDIMIENTO QUIRURGICO UTILIZADO EN LA

RECONSTRUCCION DEL LIGAMENTO CRUZADO ANTERIOR DE LA RODILLA

ALVARO SANCHEZ PASCITTO

Tesis presentada a

la Universidad de los Andes

como requisito parcial de grado

del programa de pregrado

en Ingeniería Mecánica

Bogotá, Colombia, 2003

©(Álvaro Sánchez Páscitto), 2003

ii

AGRADECIMIENTOS

Deseo agradecer a las siguientes personas que me brindaron su apoyo para la

realización de este trabajo de tesis.

Klaus Mieth, M.D.

Jairo Rincón, M.D.

Luis Mario Mateus, Ingeniero Mecánico.

Daniel Ricardo Suárez, Ingeniero Mecánico.

iii

RESUMEN EJECUTIVO

TÍTULO: CARACTERIZACIÓN DE LAS PROPIEDADES Y EL

COMPORTAMIENTO MECANICO DE UN NUEVO PROCEDIMIENTO

QUIRURGICO UTILIZADO EN LA RECONSTRUCCION DEL LIGAMENTO

CRUZADO ANTERIOR DE LA RODILLA

ASESOR: LUIS MARIO MATEUS

AUTOR: ALVARO SANCHEZ PASCITTO

OBJETIVO:

El objetivo de este proyecto es conocer y evaluar el comportamiento mecánico del

ligamento cruzado anterior de la rodilla, cuando este ha sido reconstruido con la

técnica quirúrgica que utiliza auto injerto Grácilis - semitendinoso con soportes o

anclajes modificados de diámetro mayor.

DESCRIPCION DEL PROCEDIMIENTO UTILIZADO:

Se han llevado a cabo múltiples trabajos que han pretendido comparar distintas

propiedades mecánicas de varias técnicas de fijación usadas en la reconstrucción

del ligamento cruzado anterior de la rodilla, como son la carga máxima,

elongación, esfuerzo, deformación, energía de falla y rigidez entre otras. También

iv

se han utilizado diferentes modelos experimentales trabajando principalmente con

cadáveres, bovinos o cerdos. Todos estos trabajos han tenido el objeto de

determinar cual anclaje utilizado en la reconstrucción de este ligamento ayudara a

proveer la fijación mas segura durante el periodo de la incorporación biológica.

Para este trabajo se construyeron veintisiete probetas con huesos y tendones de

cerdo, simulando la manera como se lleva a cabo la reconstrucción del ligamento

cruzado anterior de la rodilla, con tres técnicas de fijación diferentes. Se probaron

en una maquina universal de pruebas mecánicas modelo 5586 INSTRON Corp.,

Canton Massachussett ubicada en el laboratorio del CITEC de la Universidad de

Los Andes. Para la realización de las pruebas se utilizó una precarga de 50 N y

una velocidad de aplicación de la carga de 230 mm/min. Las variables medidas

fueron la fuerza máxima soportada, la elongación en el punto de fuerza máxima y

el modo de falla.

Para determinar el tamaño de la muestra se utilizó el método estadístico

denominado diferencias especificas entre grupos para variables continuas, y un

programa denominado Tamaño de la Muestra 1.1..

APLICABILIDAD DEL PROYECTO

Este proyecto posee una aplicabilidad muy concreta debido a que la lesión del

ligamento cruzado anterior de la rodilla se presenta con mucha frecuencia y

genera altos costos especialmente en el deporte de alto rendimiento. Por lo tanto

caracterizar mecánicamente los anclajes o fijaciones de una técnica quirúrgica de

reconstrucción de este ligamento va a permitir determinar si es posible que una

v

persona con este tipo de lesión pueda recuperar la estabilidad y la resistencia en

la articulación de la rodilla de tal manera que pueda nuevamente realizar todas sus

actividades normalmente. Además, ayudar a despejar las dudas desde el punto de

vista mecánico sobre que técnica es mejor.

Para que este proyecto se pueda acercar a su real aplicación, debe evaluarse si

los resultados obtenidos en este, sobre cerdos, pueden extrapolarse a humanos, o

si es necesario utilizar el modelo experimental desarrollado directamente con

cadáveres.

CONCLUSIONES

1. El punto más débil de las probetas es el anclaje artificial del tejido blando en el

hueso.

2. Las probetas que utilizan el equivalente a semitendinoso–gracilis como injerto y

taco óseo de 14 mm de diámetro como fijación, son las que soportan la mayor

carga durante la prueba, sin embargo también son las que poseen la mayor

elongación. No existe una diferencia apreciable entre la carga máxima

soportada por la configuración que utiliza como injerto tendón patelar y como

anclaje tornillo de interferencia, y la configuración que utiliza como injerto

equivalente a semitendinoso-gracilis y como anclaje taco óseo de 10 mm de

diámetro. Sin embargo, la primera de estas dos configuraciones presenta una

elongación mucho menor.

vi

3. De acuerdo a la capacidad de carga máxima, la configuración que utiliza

equivalente a semitendinoso-agracilis como injerto y taco óseo de 14 mm de

diámetro como anclaje, provee la fijación mas fuerte, sin embargo hay que

evaluar desde el punto de vista médico si la elongación que se genera en esta

configuración durante la aplicación de una fuerza de tensión es tolerable en

una rodilla real.

4. El tiempo de congelación de las probetas es un parámetro que incide sobre los

resultados finales, por lo tanto es relevante tenerlo en cuenta en la elaboración

del protocolo de pruebas.

vii

TABLA DE CONTENIDO

AGRADECIMIENTOS ii

RESUMEN EJECUTIVO iii

TABLA DE CONTENIDO vii

LISTA DE FIGURAS ix

LISTA DE TABLAS xiii

1. INTRODUCCION 1

1.1. ALCANCES 1

2. MARCO TEORICO 3

3. MODELO DE LA UNION TIBIO-FEMORAL DE LA ARTICULACION DE LA

RODILLA 6

3.1. DESCRIPCION DEL MODELO 6

3.2. DESARROLLO DEL MODELO 8

4. MATERIALES Y METODOS 11

4.1. PROBETAS 11

4.1.1. Preparación de los especimenes 12

4.1.2. Técnicas de fijación 13

4.2. REALIZACION DE LAS PRUEBAS 18

4.2.1.Equipos 18

4.2.2. Diseño experimental 21

5. ACOPLE PARA LA MORDAZA DE HUESOS 25

6. RESULTADOS 26

6.1. MODOS DE FALLA 26

6.2. RESULTADOS DE LAS PRUEBAS 30

6.2.1. Configuración I 35

6.2.2. Configuración II 36

6.2.3. Configuración III 37

6.2.4. Comparación de las configuraciones 37

6.2.5. Carga máxima 38

viii

6.2.6. Elongación durante la carga máxima 39

6.2.7. Modos de falla 39

6.3. ANALISIS COMPARATIVO DE RESULTADOS 40

6.3.1. Configuración I 40

6.3.2.. Configuración II 44

6.3.3. Configuración III 52

7. CONCLUSIONES 61

ANEXO 1 DESCRIPCION DE LA ARTICULACION DE LA RODILLA Y

GLOSARIO 65

A1.1. DESCRIPCION DE LA RODILLA 65

A1.2. GLOSARIO 67

A1.2.1. Anatomía 67

A1.2.2. Instrumental. 69

ANEXO 2 RESULTADOS INDIVIDUALES DE LAS PRUEBAS 72

A2.1. CONFIGURACION I 72

A2.2. CONFIGURACION II 78

A3.2. CONFIGURACION III 84

ANEXO 3 PROTOCOLO PARA REALIZAR LAS PRUEBAS MECANICAS

SOBRE VARIAS TECNICAS DE RECONSTRUCCION DEL LIGAMENTO

CRUZADO ANTERIOR 89

A3.1. PROTOCOLO PARA REALIZAR LAS PRUEBAS 89

ANEXO 4 CALCULOS Y PLANOS DEL ACOPLE PARA LA MORDAZA DE

HUESOS 93

A4.1. CALCULOS 93

A4.2. PLANOS 95

BIBLIOGRAFIA 96

ix

LISTA DE FIGURAS

Titulo Página

Figura 1. Diagrama de fuerzas 9

Figura 2. Polígono de fuerzas 9

Figura 3. Pierna de cerdo 11

Figura 4. Tendones extensores de los dedos de los pies de cerdo 12

Figura 5. Soporte para huesos 13

Figura 6. Corte frontal en el fémur distal 14

Figura 7. Agujero de la guía 15

Figura 8. Configuración I (Tendón patelar – tornillo de interferencia) 16

Figura 9. Configuración II (Semitendinoso gracilis – taco óseo de

10 mm) 17

Figura 10. Maquina universal de pruebas 19

Figura 11. Mordaza para hueso 20

Figura 12. Mordaza para tejido blando 21

Figura 13. Montaje para la configuración I 22

Figura 14. Montaje para la configuración II y III 23

Figura 15. Acople para la mordaza de huesos 25

Figura 16. Modo de falla 1 27

Figura 17. Modo de falla 2 27

Figura 18. Modo de falla 3 28

Figura 19. Modo de falla 5 29

Figura 20. Modo de falla 6 29

Figura 21. Configuración I (Fuerza VS Elongación) 35

Figura 22. Configuración II (Fuerza VS Elongación) 36

Figura 23. Configuración III (Fuerza VS Elongación) 37

Figura 24. Probetas de la configuración I que presentaron el modo

de falla 1 y permanecieron 17 días congeladas 40

Figura 25. Probetas de la configuración I que presentaron el modo de

falla 1 y permanecieron 7 días congeladas 41

x

Figura 26. Probetas de la configuración I que presentaron el modo de

falla 1 y permanecieron 2 días congeladas 42

Figura 27. Probetas de la configuración I que presentaron el modo de

falla 2 43

Figura 28. Probetas de la configuración II que permanecieron 17

días congeladas 44

Figura 29. Probetas de la configuración II que permanecieron 7 días

congeladas 45

Figura 30. Probetas de la configuración II que permanecieron 2 días

congeladas 45

Figura 31. Probetas de la configuración II que presentaron el modo

de falla 3. 47

Figura 32. Probetas de la configuración II que presentaron el modo

de falla 6 47

Figura 33. Probetas de la configuración II que presentaron los modos

de falla 5, 7 y 8. 48

Figura 34. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de

la configuración II que presentaron el modo de falla 3. 49

Figura 35. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de

la configuración II que presentaron el modo de falla 6. 50

Figura 36. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de

la configuración II que presentaron los modos de falla 5,

7 y 8 . 51

Figura 37. Probetas de la configuración III que permanecieron 17

días congeladas 52

Figura 38. Probetas de la configuración III que permanecieron 7

días congeladas 53

Figura 39. Probetas de la configuración III que permanecieron 2

días congeladas 54

xi

Figura 40. Probetas de la configuración III que presentaron el modo

de falla 3 55

Figura 41. Probetas de la configuración III que presentaron el modo

de falla 5 56

Figura 42. Probetas de la configuración III que presentaron el modo

de falla 6 57

Figura 43. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de

la configuración III que presentaron el modo de falla 3. 58

Figura 44. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de

la configuración III que presentaron el modo de falla 5. 59

Figura 45. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de

la configuración III que presentaron el modo de falla 6. 60

Figura 46. Articulación de la rodilla 66

Figura 47. Planos antropométricos 68

Figura 48. Destornillador, guía y tornillos de interferencia 69

Figura 49. Fresa 70

Figura 50. Sierra oscilante 70

Figura 51. Tornillos de interferencia 71

Figura 52. Trefinas 71

Figura 53. Tendón Patelar P1 72

Figura 54. Tendón Patelar P2 73

Figura 55. Tendón Patelar P3 73

Figura 56. Tendón Patelar P4 74

Figura 57. Tendón Patelar P5 74

Figura 58. Tendón Patelar P6 75

Figura 59. Tendón Patelar P7 75

Figura 60. Tendón Patelar P8 76

Figura 61. Tendón Patelar P9 76

Figura 62. Tendón Patelar P10 77

Figura 63. S. Gracilis 10.1 78

xii

Figura 64. S. Gracilis 10.2 79

Figura 65. S. Gracilis 10.3 79

Figura 66. S. Gracilis 10.4 80

Figura 67. S. Gracilis 10.5 80

Figura 68. S. Gracilis 10.6 81

Figura 69. S. Gracilis 10.7 81

Figura 70. S. Gracilis 10.8 82

Figura 71. S. Gracilis 10.9 82

Figura 72. S. Gracilis 10.10 83

Figura 73. S. Gracilis 10.11 83

Figura 74. S. Gracilis 14.1 84

Figura 75. S. Gracilis 14.2 85

Figura 75. S. Gracilis 14.3 85

Figura 77. S. Gracilis 14.4 86

Figura 78. S. Gracilis 14.5 86

Figura 79. S. Gracilis 14.6 87

Figura 80. S. Gracilis 14.7 87

Figura 81. S. Gracilis 14.8 88

Figura 82. S. Gracilis 14.9 88

xiii

LISTA DE TABLAS

Titulo Página

Tabla 1. Descripción de todas las probetas 30

Tabla 2. Comparación de las configuraciones 38

Tabla 3. Tabulación de los modos de falla 39

Tabla 4. Protocolo para realizar las pruebas 90

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1

1. INTRODUCCIÓN

El ligamento cruzado anterior de la rodilla es el elemento principal encargado de

restringir la translación anterior de la tibia con respecto al fémur y además junto

con otros componentes de la rodilla determinan los movimientos de deslizamiento

y rotación entre la tibia y el fémur.

La lesión de este ligamento es un problema que se presenta con frecuencia y

dada la importancia que éste tiene se han desarrollado varias técnicas que

permiten su reconstrucción.

Una de estas técnicas desarrollada por el doctor Carlos Uribe utiliza auto injerto de

semitendinoso - grácilis con tacos óseos colocados en los túneles femoral y tibial

que sirven como dispositivos de fijación para el sustituto del ligamento. Se plantea

que al aumentar el diámetro de los tacos óseos usados como anclajes, el auto

injerto de semitendinoso - grácilis va a tener mejores características mecánicas

respecto a los demás sustitutos y formas de anclaje.

1.1. ALCANCES

• Estudiar y adoptar un modelo teórico del mecanismo de la rodilla que permita

entender el comportamiento del ligamento cruzado anterior frente a las cargas

que la rodilla pueda sufrir.

• Adecuar un prototipo sobre el cual se puedan realizar pruebas, en donde se

simule el accionamiento del ligamento cruzado anterior.

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2

• Estimar el comportamiento mecánico de los procedimientos de reconstrucción

que utilizan autoingerto de grácilis semitendinoso, su modificación y tendón

patelar, con especial atención en el anclaje realizado en el fémur.

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3

2. MARCO TEORICO

La lesión del ligamento cruzado anterior de la rodilla (LCA) se presenta con mucha

frecuencia hoy en día debido a que existe un mayor nivel de competitividad en las

actividades deportivas desarrolladas tanto por profesionales como por aficionados.

Este tipo de lesión también posee un particular interés debido a los costos que

genera en el deporte de alto rendimiento. Debido a lo anterior se han llevado a

cabo gran cantidad de estudios acerca de diferentes técnicas utilizadas para la

reconstrucción del ligamento cruzado anterior, posteriormente se van a reseñar

algunos de los trabajos cuyos resultados son más relevantes y tienen un enfoque

cercano al desarrollado durante este proyecto.

Los anclajes o fijaciones son unos de los elementos más importantes para

asegurar el éxito de la reconstrucción del ligamento cruzado anterior. Estos

anclajes deben ser capaces de brindar estabilidad y resistencia suficiente a la

articulación para permitir una pronta rehabilitación del paciente una vez efectuada

la cirugía de reconstrucción. Existe una amplia variedad de técnicas de fijación, sin

embargo no hay unanimidad respecto a cual técnica es mejor.

Debido a que la técnica que utiliza tendón patelar como injerto y tornillos de

interferencia como fijación es muy utilizada, existen muchos estudios que evalúan

diferentes configuraciones de esta técnica. Hulstyn, Fadale, Abate y Walsh (1993)

realizaron un trabajo para analizar una configuración hueso-tendón patelar-hueso

para diferentes longitudes y diámetros de tornillos de interferencia usando un

modelo bovino y examinando simultáneamente las fijaciones femoral y tibial, y

evaluando la carga máxima y la energía de falla. Kohn y Rose (1994) desarrollaron

un trabajo similar al anterior evaluando tornillos de interferencia de varios

diámetros y diferentes torques de inserción. El experimento se diseñó para

IM – 2003 – I - 41

4

trabajar con rodillas de cadáveres y una velocidad de aplicación de la carga de

200 mm/min.

También se han desarrollado múltiples trabajos para comparar varias técnicas de

reconstrucción del ligamento cruzado anterior. Kurosaka, Yoshiya y Andrish (1987)

examinaron seis diferentes métodos de fijación en rodillas de cadáveres. Las

técnicas quirúrgicas utilizadas fueron argolla de fijación, sutura anudada sobre

botones y tornillos de fijación, se fijaron tanto al fémur como a la tibia

simultáneamente. Las pruebas demostraron que el ligamento cruzado anterior

original es significativamente más rígido y posee una resistencia a la tensión

máxima mayor que la de los injertos utilizados para su reconstrucción. También se

concluyó que el método que utiliza tendón patelar con tornillo de interferencia

posee valores mayores en los parámetros evaluados. Todas las pruebas fueron

realizadas con una velocidad de aplicación de la carga de 30 mm/s. Matthews,

Lawrence, Yahiro y Sinclair (1993) también llevaron a cabo un estudio para

evaluar cuatro métodos de fijación de injerto hueso-tendón patelar-hueso en

rodillas de cadáveres. Los métodos de fijación utilizados fueron tornillos de

interferencia y suturas ancladas a tornillos y arandelas en dos configuraciones

diferentes para cada método. Se evaluó la carga durante la falla y el modo de falla,

y no se encontraron diferencias significativas en el primer parámetro evaluado

pero sí en el segundo. La velocidad de aplicación de la carga fue de 510 mm/min.

El trabajo desarrollado por Malek, DeLuca, Cunningham y Blackburn (1994)

comparó la resistencia de una fijación femoral de taco óseo ajustado por presión

contra la resistencia de una fijación femoral con taco óseo y tornillo de

interferencia. Se utilizaron rodillas de cadáveres y tendón patelar como injerto. El

estudio mostró que no hay diferencias significativas en la carga durante la falla o

carga máxima entre los dos mecanismos de fijación. Finalmente es relevante

señalar el trabajo llevado a cabo por Selby, Johnson, Hester y Caborn (2001), el

propósito de su estudio fue determinar las diferencias biomecánicas entre tornillos

de interferencia reabsorbibles de 28 mm y 35 mm de longitud para la fijación tibial

IM – 2003 – I - 41

5

de cadáveres, utilizando como injerto tejido blando. Se evaluó el modo de falla, el

desplazamiento antes de la falla y la carga ultima. Se encontró una diferencia

significativa entre la carga máxima soportada por las dos configuraciones. Durante

el experimento se utilizó una precarga de 25 N y una velocidad de aplicación de la

carga de 20 mm/min.

El trabajo desarrollado por Steiner, Hecker, Brown y Hayes (1994) es el que utiliza

un modelo experimental más aproximado al utilizado durante este proyecto, ellos

analizaron ocho técnicas de fijación del ligamento cruzado anterior, utilizando

como injertos tendón patelar y grácilis-semitendinoso. Se realizó en cadáveres y

evaluó simultáneamente los anclajes en el fémur y la tibia. Este grupo encontró

que las configuraciones con los dos tipos de injertos tienen aproximadamente la

misma resistencia que el ligamento cruzado anterior intacto, pero que solamente la

configuración que utiliza tendón patelar como injerto y tornillos de interferencia

como anclajes en ambos extremos posee una rigidez similar a la del sistema

original.

Se han desarrollado otros trabajos que vale la pena considerar, aunque su

enfoque no concuerde exactamente con el de este proyecto. Noyes, Butler, Grood,

Zernicke y Hefzy (1984) determinaron las propiedades mecánicas de varios

tejidos blandos utilizados en la rodilla durante la reconstrucción de ligamentos

intra-articulares y extra-articulares. Se determinaron la resistencia y la elongación

y se compararon con las propiedades del ligamento cruzado anterior. Woo, Hollis,

Adams, Lyon y Takai (1991) realizaron un estudio donde analizaron las

propiedades mecánicas de rodillas de cadáveres intactas, evaluando la carga

ultima, la rigidez y la energía absorbida en el momento de la ruptura.

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6

3. MODELO DE LA UNION TIBIO-FEMORAL DE LA ARTICULACION DE LA

RODILLA

Para el desarrollo de este proyecto se hizo conveniente adoptar un modelo teórico

de la unión tibio-femoral de la articulación de la rodilla, que permitiera obtener una

verificación teórica del orden de magnitud de la carga que actúa sobre el

ligamento cruzado anterior (LCA), la cual a su vez pudiera ser comparada con los

datos experimentales. El modelo que se describe a continuación esta basado en

los trabajos publicados por tres grupos de autores Chan y Seedhom (1999),

Nordin y Frankel (2001) y Collins y O'Connor (1991).

3.1. DESCRIPCIÓN DEL MODELO

La rodilla es la articulación más grande y compleja del cuerpo humano, es una

estructura compuesta de dos uniones, la tibio-femoral y la patelo-femoral. Debido

a que esta situada entre las dos extremidades mas largas del cuerpo humano, es

muy susceptible a las lesiones. Además, posee un movimiento bastante complejo,

ya que las dos uniones describen una trayectoria en tres planos. Se han

desarrollado un numero considerable de modelos biomecánicos de esta

articulación, desde algunos relativamente simples, hasta modelos complejos que

incluyen todas las estructuras de los tejidos blandos. Con el animo de hacer

menos complejo un modelo de esta articulación, a continuación se van a describir

todas las restricciones y simplificaciones consideradas en el modelo adoptado

para analizar las cargas que actúan sobre el ligamento cruzado anterior:

La cinemática de la rodilla describe su superficie de movimiento en tres planos

denominados: frontal, sagital y transversal (anexo 1), sin embargo la unión tibio-

femoral posee su rango de movimiento más grande en el plano sagital, siendo

este de 0° a 140° desde que la rodilla esta completamente extendida hasta cuando

IM – 2003 – I - 41

7

esta completamente flexionada. Por lo tanto en este modelo solo se va a

considerar el movimiento de esta unión en dicho plano. Además, aunque los

ligamentos cruzados estén inclinados sobre el plano sagital, su función principal es

restringir el movimiento en la dirección antero-posterior.

La cinemática también describe el rango de movimiento, anteriormente se

mencionaba el rango de movimiento completo de la unión tibio-femoral, sin

embargo, las actividades diarias se desarrollan completamente entre 0° y 117°.

Todo el trabajo que se esta desarrollando pretende enfocarse en las condiciones

que se presentan al caminar, excluyendo otros niveles de actividad como trotar o

saltar. Debido a esto, el modelo se lleva a cabo con la rodilla flexionada 20°, ya

que este es el ángulo al cual se presenta la mayor tensión en el ligamento cruzado

anterior (LCA), según el estudio llevado a cabo previamente por Collins and

O´connor (1991).

En cuanto a la geometría, se hace una simplificación de una geometría bastante

compleja de la rodilla y se reduce a una unión bidimensional con una superficie

femoral convexa y una superficie tibial cóncava. Los huesos se consideran rígidos

y el contacto que se produce entre estos no presenta fricción, finalmente los

ligamentos se consideran como elementos inextensibles. La articulación real es

tridimensional, posee un cartílago deformable que bajo la acción de una carga

axial modifica su geometría considerablemente, los ligamentos cruzados se

deforman bajo la acción de cargas antero-posteriores, por ultimo, también

presenta una pequeña resistencia al movimiento entre las superficies de la

articulación debido a la fricción.

Las cargas que se van a considerar actuando en esta unión tibio-femoral son una

fuerza externa compresiva en dirección vertical sobre el fémur y una fuerza

externa antero-posterior actuando sobre la tibia. Como esta actuando dicha fuerza

antero-posterior, entonces la tibia se desplaza en esta misma dirección hasta que

IM – 2003 – I - 41

8

alguno de los ligamentos cruzados restringe el movimiento, en el caso de una

fuerza anterior es el ligamento cruzado anterior LCA quien se encarga de esto,

esto genera otra de las cargas actuando sobre el modelo que es una fuerza de

tensión generada sobre los ligamentos de manera no simultanea. La ultima carga

considerada es la fuerza normal a la superficie de contacto tibio-femoral.

Este modelo de cargas sobre la rodilla es bastante simplificado, ya que realmente

sobre esta articulación están actuando fuerzas transmitidas por los músculos,

ligamentos y superficies articulares, como son las fuerzas transmitidas por el

tendón patelar, el hamstring y gastrocnemius medial y lateral, el tracto iliotibial, por

los dos cruzados y los dos ligamentos colaterales, y por las fuerzas compresivas

transmitidas por los compartimentos medial y lateral. En total son doce fuerzas

independientes por determinar y solo hay disponibles seis ecuaciones dinámicas

independientes, lo que hace dinámicamente indeterminado este problema, sin

embargo, usando la técnica denominada electro miografía (EMG), se puede

establecer una relación entre las fuerzas actuando sobre la articulación.

Adoptar un modelo como el descrito en el párrafo anterior vuelve demasiado

complejo este trabajo y no se encuentra dentro de su propósito.

3.2. DESARROLLO DEL MODELO

Teniendo en cuenta las cargas y la geometría descritas anteriormente, se tiene el

siguiente diagrama de fuerzas y su correspondiente polígono de fuerzas:

IM – 2003 – I - 41

9

Figura 1. Diagrama de fuerzas. Figura 2. Polígono de fuerzas.

Las convenciones utilizadas son las siguientes:

Facl: Tensión sobre el ligamento cruzado anterior.

Fa: Fuerza anterior aplicada sobre la tibia.

Fc: Fuerza normal al punto de contacto.

Fn: Fuerza axial.

θ: Angulo de la pendiente de la tangente al punto de contacto.

φ: Angulo de inclinación del ligamento cruzado anterior LCA

Aplicando las ecuaciones de equilibrio:

Sumatoria de fuerzas en el eje x:

θφ

θφ

SenCosFF

F

Entonces

SenFFCosF

Fx

aclac

caacl

×−=

=×+−

=

+→

∑

:

0

0

)(

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10

Sumatoria de fuerzas en el eje y:

Remplazando la primera ecuación en la ecuación anterior:

Despejando la tensión sobre el ligamento cruzado anterior:

Cuando la rodilla esta flexionada a un ángulo de 20°, el ángulo de inclinación del

ligamento cruzado anterior φ es en promedio 48.5°.

Este modelo teórico no se uso, debido a que durante el desarrollo del proyecto se

cambió el modelo experimental, y se decidió usar cerdos. Como el modelo teórico

había sido desarrollado basándose en humanos, no resultaba equivalente

comparar los resultados experimentales con esta teoría.

0

0

)(

=×−+×

=

+↑

∑θφ CosFFSenF

Fy

cnacl

0=×

×−−+× θ

θφ

φ CosSen

CosFFFSenF acla

nacl

( )θφθθ

−×−×

=Cos

SenFCosFF na

acl

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11

4. MATERIALES Y METODOS

4.1. PROBETAS

Para el desarrollo de este proyecto se utilizaron rodillas de cerdo debido a su alta

disponibilidad, al bajo riesgo de contaminación biológica durante su manipulación

y a la similitud que poseen con las rodillas humanas y que para la finalidad de este

proyecto resultan adecuadas dado que permiten realizar una comparación entre

los dos tipos de anclajes utilizados.

Figura 3. Pierna de cerdo.

IM – 2003 – I - 41

12

Aunque inicialmente se había planteado evaluar el comportamiento de los anclajes

tanto en el fémur como en la tibia, la evaluación en este ultimo se descartó debido

a que los cerdos de los que se extrajo el material eran bastante jóvenes, y por lo

tanto la composición presentada en la tibia era bastante inmadura y no era

satisfactoria para los fines de este trabajo.

Según el modelo estadístico se hizo necesario utilizar nueve probetas para cada

configuración. La edad, tamaño y sexo de los animales no esta disponible, por lo

tanto no existe un registro de estos datos.

4.1.1. Preparación de los especimenes

Figura 4. Tendones extensores de los dedos de los pies de cerdo.

IM – 2003 – I - 41

13

De cada pierna de cerdo se pueden extraer dos tendones extensores de los

dedos, que se utilizaron como equivalentes al semitendinoso-grácilis en los

humanos, y el tendón patelar, por lo tanto se requirieron diez piernas completas y

veinte fémures solos.

Una vez se obtuvo la pierna se realizó la disección de los tres tendones,

posteriormente se retiró todo el tejido muscular del fémur hasta que este se

encontrara completamente sin tejido blando en su exterior. El fémur y los

ligamentos se hidrataron con solución salina y finalmente se congelaron a –18 °C

y se mantuvieron a esta temperatura hasta el momento de elaborar las probetas.

4.1.2. Técnicas de fijación

Figura 5. Soporte para huesos.

IM – 2003 – I - 41

14

La preparación de cada probeta se llevó a cabo después de descongelar el

material necesario durante 24 horas a una temperatura de 4°C. Para facilitar el

trabajo, el fémur se colocó en un soporte como el que se muestra en la figura 5.

Como se evaluaron tres configuraciones la descripción de la preparación de cada

una de ellas se presenta a continuación:

Configuración I: Utiliza tendón patelar como injerto y tornillo de interferencia como

anclaje.

Para preparar el hueso se llevo a cabo un corte frontal en el fémur distal para

estandarizar las probetas.

Figura 6. Corte frontal en el fémur distal.

A continuación se realizó un agujero con una guía, de modo que saliera por el

cortical lateral desde el cóndilo lateral o externo, dicho agujero se encontraba

paralelo al fémur en el plano sagital y con 30° de inclinación en el plano frontal.

IM – 2003 – I - 41

15

Figura 7. Agujero con la guía.

Con la fresa se realizó un túnel de 10 mm de diámetro y 15 mm de profundidad,

utilizando la guía como referencia.

Para preparar el tendón patelar, se diseco completamente y se dejo con su

inserción natural en la rotula y en la tibia, en esta ultima para evitar problemas de

deslizamiento en las mordazas. Después se cortó la tibia, con la sierra oscilante, a

110 mm de su extremo proximal. Debido al desarrollo incompleto presentado por

la tibia, se opto por obtener el taco óseo de la rótula, este taco óseo se hizo de 10

mm de diámetro y 20 mm de longitud utilizando una trefina de corte frontal.

Para terminar esta probeta se coloco el tendón en el túnel, teniendo cuidado que

el tendón estuviera orientado hacia atrás, se impacto con un martillo y

posteriormente se aseguro con un tornillo de interferencia de 7 mm de diámetro y

IM – 2003 – I - 41

16

25 mm de longitud, donados por la empresa ORTOMAC. Finalmente con una

sierra oscilante se recorto el fémur a 110 mm desde el extremo distal. La

configuración I se puede ver en la figura 8.

Figura 8. Configuración I (Tendón patelar – tornillo de interferencia).

Configuración II: Utiliza tendones extensores de los dedos del pie como injerto, los

cuales son equivalentes a grácilis - semitendinoso, y un taco óseo de 10 mm de

diámetro como anclaje.

Para preparar el hueso se realizó un corte frontal en el fémur distal para

estandarizar las probetas. Paralelo al fémur en el plano sagital y con 30° de

inclinación en el plano frontal se llevo a cabo un agujero con una guía, de modo

que saliera por el cortical lateral desde el cóndilo lateral o externo, a continuación

se pasó una trefina para hacer un túnel de 10 mm de diámetro desde la cortical

lateral del fémur, siguiendo la trayectoria de la guía, asegurándose que este

IM – 2003 – I - 41

17

agujero no atravesara completamente el hueso, sino que quedara un espesor de 5

mm aproximadamente formado por la parte exterior del hueso y el fondo del

agujero. Posteriormente con el extractor de tacos se obtuvo un taco óseo de 10

mm de diámetro. Con una fresa de 7 mm de diámetro se hizo un túnel que

atravesara completamente el hueso siguiendo también la trayectoria de la guía.

Con la ayuda de una sierra oscilante se recortó el taco óseo para que quedara con

una longitud de 10 mm.

Figura 9. Configuración II (semitendinoso grácilis – taco óseo de 10 mm).

Para preparar el tendón, se realizo una sutura longitudinal y dos trampas

longitudinales para evitar el deslizamiento del tendón sobre la sutura longitudinal,

estas suturas se llevaron a cabo con seda negra No. 0-0. A continuación se doblo

el tendón por la mitad y en esta parte se aseguró el taco óseo con otras suturas, a

través del agujero dejado por la guía sobre este.

IM – 2003 – I - 41

18

Posteriormente se colocó el taco óseo y el tendón dentro del túnel y se impactó el

taco con un martillo para que quedara bien implantado en el fondo. Finalmente,

con la sierra oscilante se recorto el fémur a 110 mm desde el extremo distal, para

permitir la colocación de este en la mordaza.

Configuración III: Esta configuración también utiliza tendones extensores de los

dedos del pie como injerto y taco óseo como anclaje. El montaje se realizó de

manera idéntica al de la configuración II, pero variaron las dimensiones del túnel

principal y el taco óseo a 14 mm de diámetro.

Una vez terminadas las probetas estas fueron nuevamente hidratadas y

congeladas a –18 °C hasta el momento de realizar las pruebas.

4.2. REALIZACIÓN DE LAS PRUEBAS

4.2.1. Equipos

Para la realización de las pruebas se utilizó una máquina universal de pruebas

mecánicas modelo 5586 INSTRON Corp., Canton Massachussett (Figura 10),

ubicada en uno de los laboratorios del CITEC de la Universidad de los Andes.

IM – 2003 – I - 41

19

Figura 10. Maquina universal de pruebas.

Para el montaje de la configuración I, se utilizaron dos mordazas para hueso, que

consisten de un cilindro de acero y nueve tornillos prisioneros (Figura 11).

IM – 2003 – I - 41

20

Figura 11. Mordaza para hueso.

Para las configuraciones II y III se utilizó para asegurar el fémur la mordaza

mostrada en la figura 11, y para asegurar el tejido blando, que en este caso son

los tendones de los extensores de los dedos, se utilizó una mordaza INSTRON

2710-002 (Figura 12), especialmente diseñada para este tipo de materiales y con

la cual se pretendió asegurar que no existiera ningún tipo de deslizamiento, ni de

cizallamiento.

IM – 2003 – I - 41

21

Figura 12. Mordaza para tejido blando.

4.2.2. Diseño experimental

Antes de realizar las pruebas las probetas se descongelaron durante 24 horas a

4°C. En el momento del montaje se colocaron dentro de solución salina para que

no se presentara deshidratación. Según el modelo estadístico fue necesario

utilizar 9 probetas para cada configuración.

Para la configuración I se realizó un montaje como el que se ve en la figura 13.

IM – 2003 – I - 41

22

Figura 13. Montaje para la configuración I.

Se colocaron mordazas para hueso en cada uno de los soportes de la maquina

universal de pruebas mecánicas. En la mordaza superior se colocó el extremo

proximal de la tibia y en la mordaza inferior el extremo distal del fémur, orientado

de tal manera que el tendón patelar siga la misma dirección del eje del túnel que

atraviesa el fémur, para evitar que el tejido blando se cizalle con la superficie del

hueso, además esto simula la peor condición de carga.

Para la configuración II y III se realizó un montaje como el que se muestra en la

figura 14.

IM – 2003 – I - 41

23

Figura 14. Montaje para la configuración II y III.

Se colocó una mordaza para hueso en el soporte inferior de la maquina universal

y en el soporte superior se colocó una mordaza para tejidos blandos INSTRON

2710-002. En la mordaza superior se colocó el extremo del tejido blando y en la

mordaza inferior el extremo distal del fémur, orientado de la misma manera que en

el montaje anterior.

Una vez montadas las probetas, se llevaron a cabo las pruebas. La maquina

universal de pruebas mecánicas ejerce una carga axial sobre el tendón y el

anclaje en el fémur. Se utilizó una precarga de 50 N, debido a la naturaleza visco

elástica de los materiales de las probetas, y una velocidad de aplicación de la

carga de 230 mm/min, se escogió esta velocidad debido a la experiencia reportada

en trabajos previos, que asocia la velocidad de la aplicación de la carga con el

modo de falla en este tipo de configuraciones. La recolección de los datos se llevó

IM – 2003 – I - 41

24

a cabo a una razón de 5 datos/s. Además todas las pruebas se realizaron en un

ambiente controlado a una temperatura de 73 °F y una humedad relativa del 50%.

El criterio de falla fue determinado por el primer punto de carga máxima en los

resultados de la probeta. En el laboratorio se dio por finalizada cada prueba

cuando la probeta se destruyo en el anclaje o en el tejido blando.

IM – 2003 – I - 41

25

5. ACOPLE PARA LA MORDAZA DE HUESOS

Fue necesario fabricar un acople para realizar el montaje de la configuración I, el

cual se muestra a continuación:

Figura 15. Acople para la mordaza de hueso.

Los cálculos y planos de esta pieza se pueden ver en el anexo 4.

IM – 2003 – I - 41

26

6. RESULTADOS

6.1. MODOS DE FALLA

En la configuración I todas las probetas fallaron en el anclaje, sin embargo se

obtuvieron dos modos de falla:

Modo 1: El taco óseo que esta unido al tendón patelar se salió de la inserción en el

fémur, quedando el tornillo de interferencia dentro del fémur.

Modo 2: El taco óseo que esta unido al tendón patelar se salió de la inserción en el

fémur y el tornillo de interferencia se quedó unido a dicho taco.

En las configuraciones II y III se presentaron seis modos de falla:

Modo 3: El taco óseo se salió de la inserción debido a que las paredes del túnel

más pequeño realizado en el fémur se cizallaron.

Modo 4: El tendón se salió de la inserción debido a que el taco se salió de la

sutura.

Modo 5: El taco se salió de la inserción debido a que la pared del fémur se rompió

en el sitio del túnel.

Modo 6: El tendón se rompió debido a la carga axial.

Modo 7: El tendón se salió de la inserción debido a que el taco óseo se rompió.

Modo 8: El tendón se rompió en la parte que abraza al taco óseo.

A continuación se muestran algunos de los modos de falla más relevantes:

IM – 2003 – I - 41

27

Figura 16. Modo de falla 1.

Figura 17. Modo de falla 2.

IM – 2003 – I - 41

28

Figura 18. Modo de falla 3.

IM – 2003 – I - 41

29

Figura 19. Modo de falla 5.

Figura 20. Modo de falla 6.

IM – 2003 – I - 41

30

6.2. RESULTADOS DE LAS PRUEBAS

En total se llevaron a cabo 30 pruebas, pero se descartaron 3. De cada una de las

pruebas se elaboró una gráfica de la Fuerza en función de la elongación. Los

resultados individuales de las pruebas realizadas se encuentran en el anexo 2. La

descripción de cada una de las probetas se muestra en la tabla 1.

Tabla 1. Descripción de todas las probetas.

PROBETA MODO DE FALLA DESCRIPCION

P1 Modo 2 Carga máxima: 580.3 N.

Elongación durante carga máxima: 12 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días.

P2 Modo 1 Carga máxima: 322.87 N.

Elongación durante carga máxima: 6 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días.

P3 Modo 1 Carga máxima: 411.97 N.

Elongación durante carga máxima: 7 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días.

P4 Modo 1 Carga máxima: 279.54 N.

Elongación durante carga máxima: 7 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días.

P5 Modo 1 Carga máxima: 404.81 N.

Elongación durante carga máxima: 8 mm.

Tiempo de almacenamiento: 7 días

P6 Modo 2 Carga máxima: 569.91 N.

Elongación durante carga máxima: 13 mm.

Tiempo de almacenamiento: 7 días

P7 Modo 1 Carga máxima: 436.12 N.

Elongación durante carga máxima: 8 mm.

IM – 2003 – I - 41

31

Tiempo de almacenamiento: 7 días

P8 Modo 1 Carga máxima: 598.77 N.

Elongación durante carga máxima: 21 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

P9 Modo 1 Carga máxima: 802.86 N.

Elongación durante carga máxima: 10 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

P10 Modo 1 Carga máxima: 267.03 N.

Elongación durante carga máxima: 19 mm.

Tiempo de almacenamiento: 30 días

Comentario: Esta probeta fue eliminada debido

a que duró mucho tiempo congelada y sus

propiedades mecánicas cambiaron

considerablemente.

10.1 Modo 3 Carga máxima: 444.6 N.

Elongación durante carga máxima: 20 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 200 mm

10.2 Modo 8 Carga máxima: 309.81 N.

Elongación durante carga máxima: 17 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 220 mm

Comentario: Esta probeta fue eliminada debido

a que al amarrar el taco con el tendón, la sutura

debilitó en exceso a este ultimo y se rasgo, bajo

condiciones de carga muy bajas.

10.3 Modo 8 Carga máxima: 313.63 N.

IM – 2003 – I - 41

32

Elongación durante carga máxima: 25 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días

Diámetro del tendón: 5 mm

Longitud del tendón: 220 mm

10.4 Modo 3 Carga máxima: 513.7 N.

Elongación durante carga máxima: 23 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 200 mm

10.5 Modo 3 Carga máxima: 448.19 N.

Elongación durante carga máxima: 21 mm.

Tiempo de almacenamiento: 7 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 180 mm

10.6 Modo 3 Carga máxima: 424.43 N.

Elongación durante carga máxima: 19 mm.

Tiempo de almacenamiento: 7 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 180 mm

10.7 Modo 6 Carga máxima: 487.53 N.

Elongación durante carga máxima: 19 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 170 mm

10.8 Modo 6 Carga máxima: 671.17 N.

Elongación durante carga máxima: 18 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 140 mm

IM – 2003 – I - 41

33

10.9 Modo 5 Carga máxima: 538.29 N.

Elongación durante carga máxima: 18 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 165 mm

10.10 Modo 3 Carga máxima: 310.18 N.

Elongación durante carga máxima: 11 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 220 mm

Comentario: esta probeta fue eliminada, debido

a que el fémur era de un cerdo muy pequeño, y

por lo tanto el tejido no presentaba la misma

madurez que la de las demás probetas.

10.11 Modo 7 Carga máxima: 400.06 N.

Elongación durante carga máxima: 15 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 200 mm

14.1 Modo 3 Carga máxima: 445.49 N.

Elongación durante carga máxima: 11mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 240 mm

14.2 Modo 4 Carga máxima: 625.61 N.

Elongación durante carga máxima: 32 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 190 mm

IM – 2003 – I - 41

34

14.3 Modo 3 Carga máxima: 440.74 N.

Elongación durante carga máxima: 15 mm.

Tiempo de almacenamiento: 17 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 200 mm

14.4 Modo 5 Carga máxima: 902.72 N.

Elongación durante carga máxima: 29 mm.

Tiempo de almacenamiento: 7 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 180 mm

14.5 Modo 3 Carga máxima: 728.84 N.

Elongación durante carga máxima: 23 mm.

Tiempo de almacenamiento: 7 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 160 mm

14.6 Modo 5 Carga máxima: 458.15 N.

Elongación durante carga máxima: 25 mm.

Tiempo de almacenamiento: 7 días

Diámetro del tendón: 6 mm

Longitud del tendón: 215 mm

14.7 Modo 6 Carga máxima: 898.33 N.

Elongación durante carga máxima: 22 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 170 mm

14.8 Modo 5 Carga máxima: 473.07 N.

Elongación durante carga máxima: 19 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 7 mm

IM – 2003 – I - 41

35

Longitud del tendón: 220 mm

14.9 Modo 6 Carga máxima: 743.89 N.

Elongación durante carga máxima: 26 mm.

Tiempo de almacenamiento: 2 días

Diámetro del tendón: 7 mm

Longitud del tendón: 190 mm

6.2.1. Configuración I

A continuación se muestran todos los resultados de las pruebas sobre las

probetas de la configuración I en una sola gráfica:

Figura 21. Configuración I (Fuerza VS Elongación).

Fuerza VS Elongacion

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

P.1

P.2

P.3

P.4

P.5

P.6

P.7

P.8

P.9

P.10

IM – 2003 – I - 41

36

6.2.2. Configuración II

A continuación se muestran todos los resultados de las pruebas sobre las

probetas de la configuración II en una sola gráfica:

Figura 22. Configuración II (Fuerza VS Elongación).

S. Gracilis: 10 mm

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

0 10 20 30 40 50 60

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

10.1

10.2

10.3

10.4

10.5

10.6

10.7

10.8

10.9

10.10

10.11

IM – 2003 – I - 41

37

6.2.3. Configuración III

A continuación se muestran todos los resultados de las pruebas sobre las

probetas de la configuración III en una sola gráfica:

Figura 23. Configuración III (Fuerza VS Elongación)

6.2.4. Comparación de las configuraciones

En este trabajo se analizaron tres aspectos: la carga máxima, la elongación

durante la carga máxima y los modos de falla presentados en cada una de las

probetas. Los modos de falla están descritos en el numeral anterior y recopilados

para cada probeta en la tabla 1. A continuación, en la tabla 2, se presentan los

S. Gracilis: 14 mm

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

0 10 2 0 30 40 5 0 60 7 0

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

14.1

14.2

14.3

14.4

14.5

14.6

14.7

14.8

14.9

IM – 2003 – I - 41

38

promedios y desviaciones estándar para las variables medidas durante las

pruebas en cada una de las configuraciones.

Tabla 2. Comparación de las configuraciones.

CONFIGURACION CARGA MAXIMA (N) ELONGACION BAJO

CARGA MAXIMA (mm)

CONFIGURACION I

Media

Desviación Estándar

489.68

163.07

10.22

4.68

CONFIGURACION II

Media

Desviación Estándar

471.29

99.92

19.78

2.95

CONFIGURACION III

Media

Desviación Estándar

635.20

191.35

22.44

6.64

6.2.5. Carga máxima

El anclaje de la configuración III es el que soporta la mayor carga máxima, siendo

esta de 635.20 ± 191.35 N, el anclaje de la configuración II es el que soporta la

menor carga máxima, 471.29 ± 99.92 N, sin embargo la diferencia entre la carga

máxima soportada por los anclajes de las configuraciones I y II no es relevante. La

variabilidad de las pruebas llevadas a cabo en las probetas con la configuración III

es considerablemente mayor que la presentada en las pruebas de las otras

configuraciones.

IM – 2003 – I - 41

39

6.2.6. Elongación durante la carga máxima

La elongación durante la carga máxima presentada por las probetas de la

configuración I fue la menor de todas, 10.22 ± 4.68 mm, aproximadamente la

mitad de la observada en las otras dos configuraciones. La configuración III

muestra la mayor elongación durante la carga máxima, 22.44 ± 6.64 mm, y

también la mayor variabilidad.

6.2.7. Modos de falla

En la tabla 3 se muestran los modos de falla de acuerdo a cada una de las

configuraciones.

Tabla 3. Tabulación de los modos de falla.

MODO DE

FALLA

CONFIGURACION I

(cantidad)

CONFIGURACION II

(cantidad)

CONFIGURACION III

(cantidad)

Modo 1 7 _ _

Modo 2 2 _ _

Modo 3 _ 5 3

Modo 4 _ _ 1

Modo 5 _ 1 3

Modo 6 _ 2 2

Modo 7 _ 1 _

Modo 8 _ 2 _

IM – 2003 – I - 41

40

6.3. ANALISIS COMPARATIVO DE RESULTADOS

En esta parte al igual que en las próximas dos secciones se hace un análisis de

los resultados de las pruebas, tratando de encontrar patrones y relaciones entre

las diferentes variables del problema.

6.3.1. Configuración I

Las siguientes tres gráficas agrupan los resultados de las probetas de acuerdo al

modo de falla y al tiempo que permanecieron congeladas las probetas.

CONFIGURACION I - MODO DE FALLA 1

-50

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450

0 2 4 6 8 10 12 14 16

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

P2

P3P4

Figura 24. Probetas de la configuración I que presentaron el modo de falla 1 y

permanecieron 17 días congeladas.

La figura 24 muestra las probetas P2, P3 y P4 elaboradas con tendón patelar y

tornillo de interferencia, que presentaron el modo de falla 1 y tuvieron mas tiempo

IM – 2003 – I - 41

41

de congelación, 17 días. Se observa que las graficas de fuerza vs. elongación

tienen un patrón parecido, teniendo una pendiente hasta el punto de carga

máxima muy cercana, especialmente entre la probeta P2 y P3. El rango en el cual

se encuentra la carga máxima de estas tres probetas es pequeño.

También se observa un patrón muy parecido entre las probetas P5 y P7 de la

configuración I que presentaron el modo de falla 1 y duraron 7 días congeladas

(figura 25).

Figura 25. Probetas de la configuración I que presentaron el modo de falla 1 y

permanecieron 7 días congeladas.

En la figura 26 se presentan las gráficas de fuerza vs. elongación para las

probetas P8 y P9 de la configuración I que presentaron el modo de falla 1 y

permanecieron menos tiempo congeladas, 2 días. En este caso se observa que no

hay una relación evidente entre estas dos probetas. La gráfica de la probeta P9 si

sigue un patrón similar a la de las demás probetas bajo el mismo tipo de falla, sin

CONFIGURACION I - MODO DE FALLA 1

-100

0

100

200

300

400

500

0 2 4 6 8 10 12 14

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

P5

P7

IM – 2003 – I - 41

42

embargo, presenta una mayor rigidez, debido a que la pendiente de la recta, hasta

el punto de la carga máxima, es mayor.

Figura 26. Probetas de la configuración I que presentaron el modo de falla 1 y

permanecieron 2 días congeladas.

El modo de falla 2 solo se presentó en dos probetas, las cuales tuvieron un tiempo

de congelación diferente, sin embargo, los resultados de las pruebas efectuadas

en estas poseen un patrón muy similar entre sí y diferente a los mostrados por las

probetas con un modo de falla 1 (Figura 27). Estas dos probetas fueron las que

presentaron la mayor carga máxima de esta configuración.

CONFIGURACION I - MODO DE FALLA 1

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

P8

P9

IM – 2003 – I - 41

43

Figura 27. Probetas de la configuración I que presentaron el modo de falla 2.

Para la configuración I las gráficas de fuerza vs. elongación son adecuadas para el

análisis de las pruebas, ya que todos los tendones patelares poseían

aproximadamente la misma área transversal.

La probeta P10 fue eliminada por tener un tiempo de congelación de 30 días,

superior al de las demás, y como se observa en la figura 21 esto afecto

considerablemente su comportamiento, ya que la carga máxima que soportó fue

mucho menor que el promedio de esta configuración, además, para esta carga

máxima la elongación fue más grande que la presentada en las otras probetas, lo

cual quiere decir que su respuesta mecánica esta por debajo de todas las demás

probetas.

CONFIGURACION I - MODO DE FALLA 2

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

P1

P6

IM – 2003 – I - 41

44

6.3.2. Configuración II

En las próximas tres graficas se muestran los resultados de las pruebas sobre las

probetas de la configuración II, según el tiempo que duraron congeladas.

Figura 28. Probetas de la configuración II que permanecieron 17 días congeladas.

CONFIGURACION II - S. Gracilis: 10 mm / Tiempo: 17 dias

-100

0

100

200

300

400

500

600

0 10 20 30 40 50 60

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

10.1

10.3

10.4

IM – 2003 – I - 41

45

Figura 29. Probetas de la configuración II que permanecieron 7 días congeladas.

Figura 30. Probetas de la configuración II que permanecieron 2 días congeladas.

S. Gracilis: 10 mm / Tiempo: 7 dias

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

10.5

10.6

CONFIGURACION II - S. Gracilis: 10 mm / Tiempo: 2 dias

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

0 10 20 30 40 50 60

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N) 10.7

10.8

10.9

10.11

IM – 2003 – I - 41

46

En la figura 28 no se ve una relación evidente entre el tiempo de congelación y los

resultados obtenidos. La figura 29 no permite establecer una relación directa entre

los resultados y el tiempo de congelación, ya que estas dos probetas presentan el

mismo modo de falla. La figura 30 aunque no presenta la mayor similitud entre los

resultados, si sugiere que existe relación entre la forma de las curvas, y también

entre la pendiente de estas hasta el punto de carga máxima. Por otro lado los

valores de carga máxima obtenidos en estas probetas son bastante disímiles.

Debido a que de la revisión simultanea de las figuras 28, 29 y 30, no parece

evidente que exista una relación entre los resultados y el tiempo de congelación,

excepto en las probetas con un tiempo de congelación de siete días. Resultó

conveniente agrupar los resultados según el modo de falla y también el tiempo de

congelación, dichos resultados se muestran en las siguientes tres gráficas. En la

figura 31 se observa que los resultados obtenidos si están asociados tanto al

modo de falla, como al tiempo de congelación. En la figura 32 también se puede

observar la relación que existe entre los resultados y el modo de falla, es

interesante observar como las dos curvas tienen la misma forma, pero debido a

que el diámetro del tendón de la probeta 10.8 es mayor que el de la probeta 10.7,

la carga ultima soportada y la rigidez de la probeta 10.8 también son mayores. La

figura 33 no presenta resultados relevantes debido a que los modos de falla son

todos diferentes.

IM – 2003 – I - 41

47

Figura 31. Probetas de la configuración II que presentaron el modo de falla 3. Las

curvas del mismo color corresponden al mismo tiempo de congelación.

Figura 32. Probetas de la configuración II que presentaron el modo de falla 6. Las

curvas del mismo color corresponden al mismo tiempo de congelación.

CONFIGURACION II - MODO DE FALLA 3

-100.00

0.00

100.00

200.00

300.00

400.00

500.00

600.00

0.00 10.00 20.00 30.00 40.00 50.00 60.00 70.00

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N) 10.1

10.4

10.5

10.6

CONFIGURACION II - MODO DE FALLA 6

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

0 10 20 30 40 50 60 70

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

10.7

10.8

IM – 2003 – I - 41

48

Figura 33. Probetas de la configuración II que presentaron los modos de falla 5, 7

y 8. Las curvas del mismo color corresponden al mismo tiempo de congelación.

Debido a que los tendones utilizados como equivalentes a gracilis–semitendinoso,

poseían diámetros diferentes entre sí, resulta apropiado mostrar los resultados de

las pruebas en gráficas de esfuerzo vs. deformación. Para realizar estas gráficas

se considera que el área transversal de los tendones es circular, y que la

deformación se produce completamente en el tejido blando, ya que realmente se

produce una deformación en la estructura completa. Las gráficas de esfuerzo

deformación se muestran en las siguientes tres figuras.

CONFIGURACION II - MODOS DE FALLA 5, 7 Y 8

-100

0

100

200

300

400

500

600

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Elongación

Fuer

za (

N)

10.5

10.9

10.11

IM – 2003 – I - 41

49

Figura 34. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de la

configuración II que presentaron el modo de falla 3.

CONFIGURACION II - MODO DE FALLA 3

-1.00

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00

7.00

8.00

9.00

0.00 0.10 0.20 0.30 0.40 0.50 0.60

Deformación

Esf

uer

zo M

Pa

10.1 17 dias6mm

10.4 17 dias7mm

10.5 7dias7mm

10.6 7dias7mm

IM – 2003 – I - 41

50

Figura 35. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de la

configuración II que presentaron el modo de falla 6.

CONFIGURACION II - MODO DE FALLA 6

-1.00

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00

7.00

8.00

9.00

10.00

- 0.10 0.20 0.30 0.40 0.50 0.60 0.70 0.80

Deformación

Esf

uerz

o (M

pa)

10.7 2 dias6mm

10.8 2 dias7mm

IM – 2003 – I - 41

51

Figura 36. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de la

configuración II que presentaron los modos de falla 5, 7 y 8.

La probeta 10.2 fue eliminada de los resultados debido a que al amarrar el taco

con el tendón, la sutura debilitó en exceso a este ultimo, y se rasgo bajo

condiciones de carga muy bajas. La probeta 10.10 también se eliminó porque el

fémur con el que se elaboró era de un cerdo muy pequeño, y por lo tanto el tejido

no presentaba la misma madurez que la de las demás probetas.

CONFIGURACION II - MODOS DE FALLA 5, 7 Y 8

-1.00

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00

7.00

8.00

- 0.05 0.10 0.15 0.20 0.25 0.30 0.35 0.40 0.45 0.50

Deformación

Esf

uerz

o (M

pa)

10.5 7 dias 7mm

10.9 2 dias 7mm

10.11 2 dias 7mm

IM – 2003 – I - 41

52

6.3.3. Configuración III

Para la configuración III se llevó a cabo un análisis similar al de la configuración II.

En las primeras tres graficas se muestran los resultados de las pruebas sobre las

probetas de la configuración III, según el tiempo que duraron congeladas.

Figura 37. Probetas de la configuración III que permanecieron 17 días congeladas.

CONFIGURACION III - S. Gracilis: 14 mm / Tiempo: 17 dias

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

0 20 40 60 80 100 120

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

14.1

14.2

14.3

IM – 2003 – I - 41

53

Figura 38. Probetas de la configuración III que permanecieron 7 días congeladas.

CONFIGURACION III - S. Gracilis: 14 mm / Tiempo: 7 dias

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

0 10 20 30 40 50 60 70

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

14.4

14.5

14.6

IM – 2003 – I - 41

54

Figura 39. Probetas de la configuración III que permanecieron 2 días congeladas.

En las figuras 37, 38 y 39, al igual que en la sección anterior, no es clara la

relación entre la carga máxima, la pendiente de la curva hasta el punto de carga

máxima y el tiempo de congelación.

En las siguientes tres gráficas se agruparon los resultados según el modo de falla

y también el tiempo de congelación.

CONFIGURACION III - S. Gracilis: 14 mm / Tiempo: 2 dias

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

14.7

14.8

14.9

IM – 2003 – I - 41

55

Figura 40. Probetas de la configuración III que presentaron el modo de falla 3. Las

curvas del mismo color corresponden al mismo tiempo de congelación.

CONFIGURACION III - MODO DE FALLA 3

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

0 10 20 30 40 50 60 70 80

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

14.1

14.314.5

IM – 2003 – I - 41

56

Figura 41. Probetas de la configuración III que presentaron el modo de falla 5. Las

curvas del mismo color corresponden al mismo tiempo de congelación.

CONFIGURACION III - MODO DE FALLA 5

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

14.4

14.6

14.8

IM – 2003 – I - 41

57

Figura 42. Probetas de la configuración III que presentaron el modo de falla 6. Las

curvas del mismo color corresponden al mismo tiempo de congelación.

En las figuras 40,41 y 42 se puede observar la relación, señalada en la sección

anterior, que existe entre los resultados, el modo de falla y el tiempo de

congelación

En las siguientes tres gráficas se agruparon los resultados de igual manera que en

las tres anteriores, pero se graficó esfuerzo vs. deformación.

CONFIGURACION III - MODO DE FALLA 6

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

14.7

14.9

IM – 2003 – I - 41

58

Figura 43. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de la

configuración III que presentaron el modo de falla 3.

CONFIGURACION III - MODO DE FALLA 3

-2.00

0.00

2.00

4.00

6.00

8.00

10.00

12.00

0.00 0.10 0.20 0.30 0.40 0.50 0.60 0.70 0.80

Deformacion

Esf

uer

zo (

MP

a) 14.1 17 dias6mm

14.3 17 dias6mm

14.5 7 dias6mm

IM – 2003 – I - 41

59

Figura 44. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de la

configuración III que presentaron el modo de falla 5.

CONFIGURACION III - MODO DE FALLA 5

0.00

2.00

4.00

6.00

8.00

10.00

12.00

14.00

16.00

0.00 0.05 0.10 0.15 0.20 0.25 0.30 0.35 0.40 0.45 0.50

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

14.4 7dias7mm

14.6 7dias6mm

14.8 2dias7mm

IM – 2003 – I - 41

60

Figura 45. Gráficas de esfuerzo vs. deformación de las probetas de la

configuración III que presentaron el modo de falla 6.

Las gráficas de esfuerzo vs. deformación no muestran tendencias claras como las

mostradas por las de fuerza vs. elongación, esto puede deberse a que la manera

como se determinó el área transversal no es muy exacta, además, esta área es

variable a través de la longitud del tendón, por lo tanto el calculo de los esfuerzos

tampoco es exacto.

CONFIGURACION III - MODO DE FALLA 6

0.00

2.00

4.00

6.00

8.00

10.00

12.00

14.00

0.00 0.10 0.20 0.30 0.40 0.50 0.60 0.70 0.80 0.90 1.00

Deformacion

Esf

uerz

o (M

pa)

14.7 2 dias7mm

14.9 2 dias7mm

IM – 2003 – I - 41

61

7. CONCLUSIONES

1. Dado que la mayoría de las probetas, en las tres configuraciones, se

destruyeron en el anclaje del tejido blando en el fémur, se puede decir que este es

su punto mas débil. Por lo tanto, al aplicar una fuerza sobre el ligamento cruzado

anterior de la rodilla reconstruido, durante la etapa de recuperación biológica

posterior a la intervención quirúrgica, si se presenta una lesión, se espera que

esta ocurra en el punto de inserción.

Debido a que el tejido blando es más resistente que la interfase hueso-mecanismo

de fijación, se puede considerar a la estructura del ligamento cruzado anterior

reconstruido de menor calidad que la estructura del ligamento cruzado anterior

natural, ya que los puntos de inserción de esta ultima no son críticos, esto se

corrobora por la manera como se lesiona el ligamento cruzado anterior con mayor

frecuencia, el cual siempre se rompe en el tejido blando.

La mayor resistencia mecánica del tejido blando frente a la interfase hueso

mecanismo de fijación, también se puede ver en el hecho de que las probetas que

fallaron debido a la ruptura del tendón tuvieron la carga máxima mayor tanto en la

configuración II como en la configuración III. La carga máxima en estas cuatro

probetas no fue solo mayor que la de las demás, sino que estuvo muy por encima

del promedio.

2. La evaluación de los promedios de la máxima carga soportada por las probetas

en cada una de las configuraciones, muestra que el procedimiento quirúrgico que

se utiliza para reparar el ligamento cruzado anterior de la rodilla basado en

semitendinoso-gracilis y taco óseos de 14 mm de diámetro si proporciona una

mayor resistencia mecánica a este sistema. Así, los resultados experimentales

IM – 2003 – I - 41

62

están corroborando la relación que existe entre el esfuerzo generado debido a la

acción de una fuerza y el área que esta soportando dicha fuerza.

La carga máxima promedio soportada por las probetas de la configuración I y por

las probetas de la configuración II es prácticamente la misma, por lo que esta

variable no es un criterio suficiente para definir la conveniencia de utilizar una de

estas dos configuraciones frente a la otra.

3. La elongación promedio en el punto de carga máxima fue superior en las

probetas de la configuración III. Desde el punto de vista medico, se desea

mantener esta variable lo mas baja posible, debido a que la rodilla bajo la acción

de cargas no puede cambiar su estructura en grandes proporciones. Las probetas

de la configuración I en el punto de carga máxima presentaron la elongación

promedio mas baja, lo cual corrobora los resultados de la mayoría de los trabajos

que se han llevado a cabo con anterioridad. A pesar que la elongación de las

probetas de la configuración III es ligeramente mayor que la de las probetas de la

configuración II, se puede decir que en este aspecto también son preferibles estas

ultimas, ya que soportan en promedio mayor cantidad de carga.

4. La configuración III es capaz de soportar cargas mayores, sin embargo debido a

que el túnel realizado en el hueso tiene un diámetro mayor, la sección de área se

reduce considerablemente en el extremo distal del fémur, y por lo tanto este sitio

se convierte en una zona de esfuerzos altos. Es por ese motivo que se presentó

con una frecuencia mayor el modo de falla 5, que consiste en la ruptura de la

pared lateral del túnel realizado en el fémur. Lo anterior es importante tenerlo en

cuenta, ya que este es el modo de falla menos deseable de todos, sin embargo,

dado que las dimensiones del fémur del cerdo y del humano son diferentes, no se

puede predecir que este modo de falla pueda ocurrir en humanos para estas

IM – 2003 – I - 41

63

dimensiones del taco óseo, donde para la configuración II nunca ocurre, como si

se presento en la probeta 10.9.

5. Los modos de falla no están asociados con el tiempo de refrigeración de las

probetas, ya que se tuvieron tres tiempos de congelación diferentes, y los modos

de falla fueron indiferentes a este parámetro del modelo experimental. Al parecer

la dependencia mas fuerte de los modos de falla se mantiene con la edad de los

ejemplares de los cuales se extrajeron los tejidos, sin embargo como no se pudo

tener acceso a este parámetro, no es posible sacar conclusiones respecto a este.

También podría existir una fuerte relación entre el modo de falla y la técnica

quirúrgica. Esta, aunque está estandarizada, presenta cambios sutiles entre la

elaboración de una probeta y otra, los cuales pueden alterar su comportamiento.

Sin embargo, no es posible sustentar esta hipótesis usando el modelo

experimental de este trabajo, por lo tanto, al igual que con el anterior parámetro no

se establecieron conclusiones.

6. El comportamiento de las probetas durante la prueba esta asociado con los

modos de falla y con el tiempo de congelamiento de estas. Se observa en general

que la resistencia a la carga máxima es mayor al disminuir el tiempo de

congelamiento, así como una pendiente mayor en las curvas de fuerza vs.

elongación en las pruebas sobre las probetas con un tiempo de congelamiento

menor. Este tiempo, por lo tanto, es relevante tenerlo en cuenta en la elaboración

del protocolo de pruebas, ya que incide sobre los resultados finales.

7. En las probetas de la configuración I se observó la incidencia que tiene la

alineación de los tornillos de interferencia en el eje del túnel realizado en el fémur

con la mayor capacidad de carga máxima. Esto puede analizarse en los resultados

IM – 2003 – I - 41

64

obtenidos en las probetas que sufrieron el modo de falla 2, en el cual los tornillos

se salieron del fémur, debido a la mejor alineación de estos con el eje del túnel

realizado para colocarlos, las cuales soportaron la carga máxima más alta de esta

configuración.

8. El modo de falla que se repite con mayor frecuencia en la técnica que utiliza

como anclaje un taco óseo, es el modo de falla 3, en el cual la pared del túnel

realizado en el fémur se cizalla debido a la fuerza trasmitida por el taco óseo. Esto

sugiere que si la probeta se elabora de manera estándar, sin defectos en el tejido

blando, en el taco óseo o en las dimensiones del túnel, el mayor esfuerzo

inducido en la probeta es un esfuerzo cortante a través de la pared del túnel

mencionado.

IM – 2003 – I - 41

65

ANEXO 1

DESCRIPCIÓN DE LA ARTICULACIÓN DE LA RODILLA Y GLOSARIO

A continuación se presenta una explicación de la anatomía de la rodilla para

facilitar el entendimiento de todo el trabajo realizado. Dicha explicación no

pretende ser muy exhaustiva, pero si lo suficientemente clara para que pueda ser

abordada por una persona no especialista.

A1.1. DESCRIPCIÓN DE LA RODILLA

La articulación de la rodilla esta formada por los cóndilos del fémur y las cavidades

articulares de los cóndilos de la tibia. Dentro de la articulación se encuentran las

superficies tanto del fémur como de la tibia, dos meniscos, uno externo y uno

interno. Entre los puntos más anteriores de ambos meniscos se extiende un tejido

delgado y redondeado denominado ligamento transverso. También se encuentran

en el interior de la articulación de la rodilla los tejidos que tienen interés durante

este trabajo, los ligamentos cruzados. Cada uno de estos ligamentos esta

insertado en una de las caras de los cóndilos del fémur, y descienden hasta la

zona situada entre las dos cavidades articulares de la tibia, donde se insertan. El

ligamento cruzado anterior esta dirigido hacia delante y el posterior hacia atrás, y

en conjunto tienen forma de X. Los ligamentos cruzados se encuentran rodeados

por una atmósfera de grasa y de tejido conjuntivo laxo, y a su vez están envueltos

por la membrana sinovial. La articulación además esta reforzada a ambos lados

por los ligamentos laterales externo e interno. Existen otros tejidos que sirven

como refuerzo de la rodilla, que no serán descritos dada su poca relevancia en el

presente trabajo.

IM – 2003 – I - 41

66

Figura 46. Articulación de la rodilla.

IM – 2003 – I - 41

67

A1.2. GLOSARIO

A1.2.1. Anatomía

Anterior: Que se encuentra situado delante

Articulación: Es la unión de dos o más huesos.

Cartílago: Es una sustancia elástica flexible, blanca, adherida a las superficies de

las articulaciones óseas.

Cóndilo: Elevación o protuberancia redondeada en el extremo articular de un

hueso.

Cortical: Que se refiere a la corteza.

Fémur: Es el hueso que le da sostén al muslo, es el mas largo del cuerpo y se

articula en la tibia y en el coxal en la cadera.

Fibrocartílago: Es un cartílago que contiene cantidades relevantes de tejido

fibroso.

Distal: Es la posición mas alejada desde el origen o cabeza.

Hueso: Órgano duro cuyo conjunto forma el esqueleto.

Ligamento: Cinta o membrana de tejido fibroso, que se inserta en los huesos o

cartílagos y sirve como medio de unión de las articulaciones.

Meniscos: Fibrocartílagos con forma semilunar que se encuentran en la

articulación de la rodilla.

Músculo Grácil: Se encuentra en la cara interna y superficial del muslo. Se inserta

por abajo mediante un tendón largo del mismo nombre (pata de ganso), en la

parte superior de la cara interna de la tibia.

IM – 2003 – I - 41

68

Músculo Semitendinoso: Se encuentra en la parte interna y superficial de la región

posterior del muslo. Se inserta por abajo mediante un tendón del mismo nombre,

(pata de ganso) en la cara interna del extremo superior de la tibia.

Figura 47. Planos antropométricos

Plano frontal: Plano paralelo al eje mayor del cuerpo y perpendicular al plano

sagital.

Plano sagital: Plano vertical medio en la dirección antero posterior.

Plano transversal: Plano horizontal perpendicular al eje mayor del cuerpo.

Posterior: Situado detrás.

Proximal: Es la posición mas cercana de un origen o centro.

IM – 2003 – I - 41

69

Tendón: Es una cinta o cordón fibroso, de color blanco, esta formado por tejido

conjuntivo, por medio de este los músculos se insertan en los huesos o en otros

órganos.

Tendón Patelar:

Tibia: Es el hueso más grande de la pierna, se encuentra en la parte interna de

esta. Se articula con el fémur por arriba, con el astrágalo por abajo y con el peroné

por fuera.

A1.2.2. Instrumental

Destornillador: Es una herramienta que sirve para asegurar los tornillos de

interferencia al hueso, uno de sus extremos posee forma hexagonal para encajar

en el interior de la cabeza de los tornillos.

Figura 48. Destornillador (abajo), guía (arriba) y tornillos de interferencia

(izquierda).

Extractor de tacos: Es un instrumento empleado para desprender los tacos óseos

formados con la trefina. Posee en su extremo una forma cilíndrica y oblicua.

IM – 2003 – I - 41

70

Fresa: Es una herramienta de acero con forma de cono en uno de sus extremos y

que sirve para agrandar los agujeros hechos por la trefina.

Figura 49. Fresa.

Guía: Es una aguja de aproximadamente 200 mm de longitud y 3 mm de diámetro,

con un extremo afilado, que permite perforar el hueso.

Sierra oscilante: Es un instrumento compuesto de una hoja de acero de borde

dentado, la cual oscila debido a un motor que se encuentra dentro del mango o

bastidor.

Figura 50. Sierra oscilante.

IM – 2003 – I - 41

71

Tornillo de interferencia: Es un tornillo cónico de 7 mm de diámetro y 25 mm de

longitud.

Figura 51. Tornillos de interferencia.

Trefina: Es un instrumento quirúrgico en forma de corona cilíndrica que se utiliza

para extraer porciones circulares de tejidos como hueso o piel.

Figura 52. Trefinas

IM – 2003 – I - 41

72

ANEXO 2

RESULTADOS INDIVIDUALES DE LAS PRUEBAS

A2.1. CONFIGURACION I

A continuación se muestran los resultados individuales de las pruebas realizadas

sobre las probetas con la configuración I:

Figura 53. Tendón Patelar P1.

T. Patelar: P1

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

0 5 10 15 20

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

73

Figura 54. Tendón Patelar P2.

Figura 55. Tendón Patelar P3.

T. Patelar: P2

-100

0

100

200

300

400

0 5 10 15 20 25

Elongacion (mm)

Fuer

za (N

)

T. Patelar: P3

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

IM – 2003 – I - 41

74

Figura 56. Tendón Patelar P4.

Figura 57. Tendón Patelar P5.

T. Patelar: P4

-100

0

100

200

300

0 5 10 15 20

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

T. Patelar: P.5

-100

0

100

200

300

400

500

0 2 4 6 8 10 12 14 16 18

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

IM – 2003 – I - 41

75

Figura 58. Tendón Patelar P6.

Figura 59. Tendón Patelar P7.

T. Patelar: P.6

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

0 5 10 15 20 25 30

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

T. Patelar: P.7

-100

0

100

200

300

400

500

0 2 4 6 8 10 12 14 16 18

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

IM – 2003 – I - 41

76

Figura 60. Tendón Patelar P8.

Figura 61. Tendón Patelar P9.

T. Patelar: P.8

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

T. Patelar: P.9

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

77

Figura 62. Tendón Patelar P10.

T. Patelar: P.10

-50

0

50

100

150

200

250

300

0 5 10 15 20 25 30

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

78

A2.2. CONFIGURACION II

A continuación se muestran los resultados individuales de las pruebas realizadas

sobre las probetas con la configuración II:

Figura 63. S. Gracilis 10.1.

S. Gracilis: 10.1

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N

)

IM – 2003 – I - 41

79

Figura 64. S. Gracilis 10.2.

Figura 65. S. Gracilis 10.3.

S. Gracilis: 10.2

-100

0

100

200

300

400

0 5 10 15 20 25 30 35 40

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 10.3

-100

0

100

200

300

400

0 10 20 30 40 50 60

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

80

Figura 66. S. Gracilis 10.4.

Figura 67. S. Gracilis 10.5.

S. Gracilis: 10.4

-100

0

100

200

300

400

500

600

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 10.5

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30 35 40

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

81

Figura 68. S. Gracilis 10.6.

Figura 69. S. Gracilis 10.7.

S. Gracilis: 10.6

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 10.7

-100

0

100

200

300

400

500

600

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fuer

za (

N)

IM – 2003 – I - 41

82

Figura 70. S. Gracilis 10.8.

Figura 71. S. Gracilis 10.9

S. Gracilis: 10.8

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 10.9

-100

0

100

200

300

400

500

600

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

83

Figura 72. S. Gracilis10.10.

Figura 73. S. Gracilis 10.11.

S. Gracilis: 10.10

-100

0

100

200

300

400

0 5 10 15 20 25 30

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 10.11

-100

0

100

200

300

400

500

0 10 20 30 40 50 60

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

84

A2.3. CONFIGURACION III

A continuación se muestran los resultados individuales de las pruebas realizadas

sobre las probetas con la configuración III:

Figura 74. S. Gracilis 14.1.

S. Gracilis: 14.1

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30 35

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

85

Figura 75. S. Gracilis 14.2.

Figura 76. S. Gracilis 14.3.

S. Gracilis: 14.2

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

0 10 20 30 40 50 60 70

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 14.3

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30 35 40

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

86

Figura 77. S. Gracilis 14.4.

Figura 78. S. Gracilis 14.5.

S. Gracilis: 14.4

-200

0

200

400

600

800

1000

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 14.5

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

87

Figura 79. S. Gracilis 14.6.

Figura 80. S. Gracilis 14.7.

S. Gracilis: 14.6

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis: 14.7

-200

0

200

400

600

800

1000

0 5 10 15 20 25 30 35 40

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

88

Figura 81. S. Gracilis 14.8.

Figura 82. S. Gracilis 14.9.

S. Gracilis: 14.8

-100

0

100

200

300

400

500

0 5 10 15 20 25 30

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

S. Gracilis:14.9

-100

0

100

200

300

400

500

600

700

800

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Elongacion (mm)

Fu

erza

(N)

IM – 2003 – I - 41

89

ANEXO 3

PROTOCOLO PARA REALIZAR LAS PRUEBAS MECANICAS SOBRE VARIAS

TECNICAS DE RECONSTRUCCION DEL LIGAMENTO CRUZADO ANTERIOR

En este proyecto se evaluó el comportamiento mecánico de la técnica de

reconstrucción del ligamento cruzado anterior utilizando las siguientes

configuraciones:

1. auto injerto de Grácilis – Semitendinoso con tacos óseos de anclaje de 10 mm

de diámetro, técnica clásica. El injerto de Grácilis - Semitendinoso se reemplazó

por tendones extensores de los dedos del pie de cerdo, el fémur también

pertenece a cerdos.

2. auto injerto de Grácilis – Semitendinoso con tacos óseos de anclaje de 14 mm

de diámetro, técnica nueva. La estructura ósea pertenece a cerdos al igual que el

tejido blando.

3. Tendón Patelar con tornillos de interferencia, técnica de referencia. La

estructura ósea y el tendón patelar pertenece a cerdos.

A3.1. PROTOCOLO PARA REALIZAR LAS PRUEBAS

De manera más concreta se analizó el nivel de esfuerzos sobre los tacos óseos y

sus cavidades, así como sobre los tornillos de interferencia con el fin de establecer

la concordancia entre los resultados experimentales y la teoría de que el esfuerzo

es inversamente proporcional al área sobre la cual se aplica una carga, además

estimar el papel que juegan los concentradores de esfuerzos.

IM – 2003 – I - 41

90

Para esto fue necesario definir claramente el procedimiento que se siguió, las

condiciones en que se realizó la prueba y la naturaleza de las muestras. A

continuación se muestra el procedimiento utilizado:

Tabla 4. Protocolo para realizar las pruebas ACTIVIDAD Actividad No. 1

Consecución del material.

MATERIALES Rodillas de cerdos para extraer los fémures, los tendones patelares y

los tendones equivalentes al grácilis - semitendinoso, que en este caso

son tendones extensores de los dedos del pie.

Las articulaciones se consiguen en sitios donde se sacrifiquen estos

animales.

DESCRIPCION De cada espécimen porcino se obtiene una muestra que consiste de:

• Un fémur completo.

• Una tibia completa.

• Un tendón patelar.

• Dos tendones extensores de los dedos del pie (equivalentes al

grácilis - semitendinoso).

El procedimiento se realiza por una persona idónea y con el

instrumental apropiado.

Las muestras obtenidas de los cerdos son de individuos de

aproximadamente 4 meses de edad, que es la edad promedio a la cual

los criadores sacrifican dichos animales.

Las muestras obtenidas que no son usadas inmediatamente se

mantienen a -18 C hasta la fecha del experimento, antes de la cual se

colocan en un refrigerador a 4 C durante 24 horas. Los elementos de la

articulación son hidratados utilizando una solución salina (suero

fisiológico).

La decisión de utilizar animales para realizar estas pruebas se basa en

IM – 2003 – I - 41

91

el hecho de que la disponibilidad de obtener muestras de seres

humanos es muy baja, además de que los riesgos de contaminación de

las personas que van a manipular estos tejidos es menor.

ACTIVIDAD Actividad No. 2

Preparación de las probetas.

MATERIALES • Sala de cirugía.

• Instrumental necesario para llevar a cabo dicha cirugía.

DESCRIPCION Se realiza una cirugía durante la cual se coloca el injerto que reemplaza

al ligamento cruzado anterior, se obtiene una muestra con cada una de

las siguientes configuraciones:

• Semitendinoso - Grácilis con tacos óseos de 10 mm.

• Semitendinoso - Grácilis con tacos óseos de 14 mm.

• Tendón patelar con tornillo de interferencia.

Cada probeta esta formada por el tejido suave, anclado según cada una

de las configuraciones descritas anteriormente, al fémur. Se deseaba

realizar pruebas sobre los anclajes tanto en el fémur como en la tibia

debido a cada uno de estos huesos presenta una densidad diferente,

pero dado que la tibia de los cerdos de los cuales se extrajo el material

se encontraba en un estado inmaduro, no fue posible llevarlo a cabo.

ACTIVIDAD Actividad No. 3

Realización de las pruebas.

MATERIALES • Máquina universal de pruebas mecánicas modelo 5586 INSTRON

Co. CANTON Massachussett.

• Acoples o mordazas diseñados para sujetar huesos en un ángulo de

flexión de 30 grados:

- Mordazas para hueso.

- Mordaza para tejido blando INSTRON 2710-002.

IM – 2003 – I - 41

92

• Probeta Fémur - injerto tendinoso.

• Universidad de Los Andes, laboratorio del CITEC.

DESCRIPCION El método que se implementa en la máquina de ensayos universales se

basa en un método ASTM Tensile Standard D 638 para elastómeros

semirigidos, además de todas las especificaciones pertinentes al

manejo de tejidos humanos.

Las probetas se van a cargar a tensión, hasta que se produzca el

rompimiento de la probeta, ya sea en el injerto tendinoso o en el anclaje.

La máquina de ensayos universales debe cumplir los siguientes

requisitos:

• Altas velocidades (230 mm/min.)

• Capacidad de carga mínima de 1 kN

• Acoples removibles

ACTIVIDAD Actividad No. 4

Resultados.

MATERIALES Software máquina universal de pruebas mecánicas modelo 5586

INSTRON Co. CANTON Massachussett.

DESCRIPCION Se obtienen los resultados obtenidos de las pruebas realizadas, a través

de la recolección de los datos generados por la máquina universal:

• Carga máxima.

• Desplazamiento durante la carga máxima.

Se observa e identifica el mecanismo de falla en cada una de las

probetas.

Con lo anterior se pretenden realizar comparaciones biomecánicas del

comportamiento en tensión de los tres grupos que se están midiendo,

así como determinar, a través del uso de figuras de merito,

cuantitativamente, cual configuración es mejor.

IM – 2003 – I - 41

93

ANEXO 4

CALCULOS Y PLANOS DEL ACOPLE PARA LA MORDAZA DE HUESOS

A4.1. CALCULOS

El acople para la mordaza de huesos no se diseño, debido a que ya había uno

construido, y por lo tanto este se fabricó de manera idéntica al que ya existía, sin

embargo a continuación se presentan algunos cálculos que verifican que este

elemento no va a fallar bajo las cargas a las que va a estar sometido.

Se toma una fuerza axial F de 5000 N, que es muy superior a la fuerza aplicada

realmente sobre la pieza que es de aproximadamente 1000 N. Se consideran dos

puntos críticos. El primero es el cuello de la pieza, donde puede fallar por tensión,

y el segundo es en el pasador donde este puede fallar por cizallamiento o por

aplastamiento.

En el cuello de la pieza el esfuerzo generado es:

4

2dF

AF

×==

πσ

MPam

N2.44

1013.15000

24=

×=

−σ

El acero utilizado para fabricar el acople y el pasador es acero 1040, cuya

resistencia de fluencia es Sy = 290 Mpa. Por lo tanto el factor de seguridad es:

56.62.44

290==

MPaMPa

n

En el pasador el esfuerzo generado por cizallamiento es:

IM – 2003 – I - 41

94

422 2d

FA

Fc ××

=×

=π

τ

MPam

Nc 6.56

1084.85000

25=

×=

−τ

Por la teoría de la energía de distorsión, la resistencia al cortante es:

Ssy = 0.577 x Sy

El factor de seguridad es por lo tanto:

96.26.56

577.0=

×=

MPaSy

n

El esfuerzo de aplastamiento es:

dlF

AF

a ×==τ

MPam

Na 15.15

103.35000

24=

×=

−τ

El factor de seguridad es:

1.1915.15

290==

MPaMPa

n

Como los factores de seguridad obtenidos son mayores que uno, se verifica que la

pieza no va a fallar con la fuerza aplicada.

IM – 2003 – I - 41

95

A4.2. PLANOS

IM – 2003 – I - 41

97

BIBLIOGRAFIA

ARTHROSCOPIC ASSOCIATION OF NORTH AMERICA. Hulstyn M., Fadale P.D., Abate J., and Walsh W. R. Biomechanical Evaluation of Interference Screw Fixation in a Bovine Patellar Bone-Tendon-Bone Autograft Complex for Anterior Cruciate Ligament Reconstruction. :RAVEN PRESS. Ltd. 9(4): 417-424. 1993. ARTHROSCOPIC ASSOCIATION OF NORTH AMERICA. Matthews Leslie S., M.D., Lawrence Steven J., M.D., Yahiro Martin A., M. D., and Sinclair Mark R., M. D. Fixation Strengths of Patellar Tendon-Bone Grafts. :RAVEN PRESS. Ltd. 9(1): 76-81. 1993. AMERICAN ORTHOPAEDIC SOCIETY FOR SPORTS MEDICINE. Selby Jeffrey B., M. D., Johnson Darren L., M. D., Hester Peter, M. D., and Caborn David N. M, M. D. Effect of Screw Length on Bioabsorbible Interference Screw Fixation in a Tibial Bone Tunnel. Vol 29, No. 5. 2001. AMERICAN ORTHOPAEDIC SOCIETY FOR SPORTS MEDICINE. Kohn Dieter, M. D., and Rose Christoph, M.D. Primary Stability of Interference Screw Fixation: Influence of Screw Diameter and Insertion Torque. Vol. 22, No. 3. 1994. WASHINGTON ORTHOPAEDIC AND KNEE CLINIC BIOMECHANICAL LABORATORY. Malek Mehrdad M., M. D., F.A.C.S. DeLuca Jeffrey V., M. D., Cunningham Bryan W., and Blackburn Bruce M.. A comparison of Press-Fit and Interference Screw Fixation of Femoral Bone Plugs in Anterior Cruciate Ligament Reconstruction in Human Cadaver Knees: A Biomechanical Study. 1994. AMERICAN ORTHOPAEDIC SOCIETY FOR SPORTS MEDICINE. Kurosaka Masahiro, M. D., Yoshiya Shinichi, M. D., A Biomechanical comparison of different surgical techniques of graft fixation in anterior cruciate ligament reconstruction. Vol. 15, No. 3. 1987. AMERICAN ORTHOPAEDIC SOCIETY FOR SPORTS MEDICINE. Biomechanical Analysis of Human Ligament Grafts used in Knee-Ligament Repairs and Reconstructions. The Journal of Bone and Joint Surgery. Inc. Vol. 66-A. No. 3. March 1984.

IM – 2003 – I - 41

98

AMERICAN ORTHOPAEDIC SOCIETY FOR SPORTS MEDICINE. Tensile properties of human femur-anterior cruciate ligament-tibia complex: The effects of specimen age and orientation. The American Journal of Sport Medicine. Vol. 19, No. 3. 1991 CHAN, S. C .N, SEEDHOM, B. B ,´Equivalent geometry´ of the knee and prediction of tension along the cruciates: an experimental study. Journal of Biomechanics No. 32. p. 35-48. 1999 COLLINS, J. J, O´CONNOR, B. E, Muscle-ligament interactions at the knee during walking. Journal of Engineering in Medicine Vol 205. p 11-18. 1991 NORDIN Margaret & FRANKEL Wilkins, Basic Biomechanics of the Musculoskeletal System, Ed. Williams & Wilkins , 2001. Diccionario Terminológico de Ciencias Medicas, 13ª. Edición. Ed. Masson. Barcelona, España. 2001. PUTZ R., PABST R, Atlas de Anatomía Humana. Vol. 2. Ed. Panamericana. Madrid, España. 1998. SPALTEHOLZ Werner, Atlas de Anatomía Humana. Vol. 1. Ed. Labor. Barcelona, España. 1984. SHIGLEY Joseph, MISCHKE Charles R., Mechanical Engineering Design, 6a Edición. New. York : McGRAW-HILL, 2001.