IM – 2003 – I - 41
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
IM – 2003 – I - 41
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.
IM – 2003 – I - 41
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.
IM – 2003 – I - 41
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.
IM – 2003 – I - 41
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
)(
IM – 2003 – I - 41
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
IM – 2003 – I - 41
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
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
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
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.