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Biomec Biom ecán ánic ica a de dell hu hues eso: o: ap apli lica caci ción ón al tratamiento y a la consolidación de la lass fr frac actu tura rass N. Re Rein ina, a, J. J.M. M. La Lafffo foss ssee El hu hues eso o es un tejido complejo cuyas propiedades son producto de la asociación de una morf morfolo ología gía externa externa macroscópica macroscópica y y de de una una morfología morfología microestructural microestructural compuesta compuesta por una red trabecular. Esta organización debe permitir que el esqueleto sea sólido, elás el ásti tico co y liviano para facilitar la locomoción. El hueso está sometido a exigencias y cargass consid carga considerable erables. s. Para soportarlas, dispone de propiedades mecánicas que deben considerarse en considerarse en distintos distintos contextos contextos (compresión, (compresión, tracción, flexión, etc.). Además, se se trata trata de un tejido vivo que que no no sólo se se forma, forma, sino que que también también se se reabsorbe reabsorbe en en función de de las las cargas car gas mec mecáni ánicas cas que que recibe. recibe. Asimismo, después después de de una una fractura fractura pasa pasa por por una una serie serie de de proces pro cesos os mec mecáni ánicos cos y y biológicos biológicos muy complejos complejos que que conducen a la la consolidación consolidación ósea, la cu cual al está está influida influida sobre sobre todo todo por por factores factores mecánicos. mecánicos. Por Por lo lo tanto, para para el el tratamiento tratamiento de una a fractura fractura hay que escoger el tipo de fijación más pertinente según el contexto: estable/inestable, dinámica/estática, etcétera. © 201 2014 4 Els Elsevi evier er Mas MassonSAS. sonSAS. Todo odoss losderec losderechosreserv hosreservado ados. s.
Palabras clave: Hueso; Biomecánica; Consolidación; Osteosíntesis; Estática; Dinámica
Plan
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In Introducción
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Biomecánica y tejido óseo Consideraciones generales Deformación ir i rreversible de d e lo l os ma materiales Influencia de la biomecánica sobre el tejido vivo Aplicación de las leyes biomecánicas a un tejido complejo Complejo hueso-músculo Distin Dis tintos tos tip tipos os de def deform ormaci ación ón y bio biomec mecáni ánica ca de las fracturas
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Biomecánica y consolidación ósea Bi Influencia del callo óseo Influencia de de la la re reanudación de del ap apoyo
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Ap Aplicación al a l tr t ratamiento de d e la l as fr f racturas Tratamiento ortopédico Tratamiento quirúrgico
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Otros Otr os tra tratam tamien ientos tos ady adyuva uvant ntes es y vía víass de invest inve stig igac ació ión: n: im impl plic icac acio ione ness me mecá cáni nica cass y bi biol ológ ógic icas as Ondas de choque Ondas electr electromagn omagnéticas éticas o campos electr electromagn omagnético éticoss pulsados Ultrasonidos pulsados Co Conclusión
EMC- Apa Aparat rato o loc locomo omotor tor Volum olumee 47> n◦ 3 > septie septiembr mbree 2014 2014 http://dx.doi.org/10.1016/S1286-935X(14)68513-0
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14 14 15 15 15
Introducción
El hueso es un tejido complejo cuyas propiedades son producto de la asociación de una morfología externa macroscópica y de una morfología microestructural compuesta por una red trabecular y cortical. Las exigencias y lass ca la carg rgas as que los huesos reciben durante la locomoción necesitan resistencia mecánica y elasticidad. Esta organización zac ión deb debee permitir que el esqueleto sea sólido, elástico y li livi vian ano o para desplazarse durante la marcha, la carrera y los salto saltos, s, pero también, si es necesario, responder a cargas más inespe inesperada radass en torsión o cizalladura. Por lo tanto, se trata tra ta de un «pliego de condiciones» exigente para el esqueleto. Tambié ambién n representa un tejido adaptativo y evolutivo en fu func nció ión n de la edad, del sexo y de las exigencias físicas (depo (deportiva rtivass y profesionales) e, incluso, hormonales y metabólicas. Sin embar embargo, go, este equilibrio mecánico puede interrumpirse pir se por traumatismos que causan fracturas o por lesiones macr ma cro o o microestructurales que generan fracturas patológicas. El proceso de consolidación ósea permite reparar la fractura, lo que no sólo supone restaurar la continuidad de la pieza ósea, sino recuperar sus propiedades biomecánicas. Este proceso evoluciona durante varias semanas antes de permitir la reanudación del apoyo y varios meses, incluso anos, n˜ os, antes de obtener la restitución ad integrum
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Biomecánicadel hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas
de la estructura macroscópica y microscópica, así como la recuperación de sus propiedades biomecánicas. El tratamiento de las fracturas, que durante mucho tiempo fue sólo ortopédico mediante inmovilización y reposo, se ha visto beneficiado por la intervención médica desde la Antigüedad. Las técnicas de osteosíntesis, que fueron mejorando con los conocimientos en biomecánica ósea y la fabricación de nuevos materiales, permiten optimizar la fijación de las fracturas con métodos menos invasivos, reducir el período de inmovilización, facilitar la reanudación más precoz del apoyo y limitar los riesgos de complicaciones como infecciones, seudoartrosis y callos viciosos.
Biomecánica y tejido óseo
Consideraciones generales Las propiedades mecánicas de una estructura dependen, por un lado, de las propiedades del material o materiales que la componen y, por otro lado, de las propiedades relacionadas con las características de la estructura. El comportamiento intrínseco de cualquier material es independiente de la geometría de la estructura. Este comportamiento se define por varios parámetros que lo caracterizan. Entre ellos, es fundamental conocer el módulo de elasticidad del material. El módulo de elasticidad (módulo de Young) expresa la relación entre la carga aplicada a un material y la deformación de éste. Se determina con una prueba biomecánica de ruptura, para lo cual se considera una probeta del material en estudio (esta probeta corresponde a una muestra de material cuyo tama˜no y forma hacen que pueda considerársela homogénea). En esta prueba se mide la deformación ( ε ) que corresponde a la modificación de la longitud ( l) en función de la longitud inicial (l0 ), de modo que ε = l/l0 . De forma paralela, se registra la carga ( σ ) que recibe la probeta durante la prueba. Esta carga es la presión (expresada en N/m2 ) que recibe el material. La relación entre las dos variables (deformación y carga) se define con la ecuación: σ = E·ε, en la que el módulo de elasticidad (o módulo de Young), que se escribe E, corresponde a la pendiente de la curva (Fig. 1). Se trata de una característica propia y única del material. Si las cargas se mantienen en la zona de deformación elástica, la deformación es reversible y la estructura recupera su forma y sus dimensiones iniciales al cesar la carga. Cuanto más elevado es este módulo (y la pendiente «abrupta»), se dice que el material es más «rígido» (Cuadro 1). Más allá del punto de «límite elástico» (zona roja), el material entra en la «zona de deformación 4 6
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a g r a C
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Deformación ε
Figura 1. Curva de deformación en función de la carga aplicada a un material. 1.Deformación elástica; 2.límite elástico; 3. alto límite elástico o carga de ruptura; 4. deformación plástica; 5.punto de ruptura; 6.módulo elástico (módulo de Young).
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Cuadro 1. Módulos de elasticidad(en gigapascales [GPa]) de diversos materiales que se usan en ortopedia.
Aluminio Acero inoxidable Titanio Hueso cortical Cemento quirúrgico Hueso esponjoso Polietileno altamente reticulado (UHMW-PE)
400 200 100 7-21 2,5-3,5 0,7-4,9 1,4-4,2
plástica» irreversible. La probeta conserva la deformación aunque haya cesado la carga. Esto significa que las propiedades del material han cambiado. Una nueva prueba de tracción sobre el objeto definiría otra zona de deformación elástica y plástica propia.
Deformación irreversible de los materiales El comportamiento de los materiales en la zona de deformación plástica se rige por características intrínsecas y también varía de un material a otro. Un material «dúctil» tiene la capacidad de sufrir una deformación plástica sin romperse, al contrario que un material «quebradizo». Si la deformación continúa, la presión aumenta hasta alcanzar la carga máxima, que determina el «límite de elasticidad alto». Más allá de este límite, la sección transversal disminuye de forma regular. Después, el material alcanza su «límite de ruptura». La cerámica, por ejemplo, es muy rígida pero muy quebradiza, con una distancia muy corta entre el límite de elasticidad y el punto de ruptura. Sin embargo, la deformación plástica no es el único modo de deformación irreversible. En este sentido, si debajo del umbral del límite de elasticidad a un objeto se le aplica una carga constante, la fluencia produce una deformación irreversible. Igual que el módulo de elasticidad, es una propiedad intrínseca de los materiales. Las pruebas de fluencia son ensayos realizados en modo casi estático y permiten estudiar los materiales dúctiles o frágiles. También existen propiedades estructurales relacionadas con la geometría del objeto y la distribución de la materia alrededor del punto de aplicación de las cargas. Una fuerza aplicada contra un objeto determina una deformación. La curva que une fuerza y deformación representa la «firmeza» del objeto, concepto que debe distinguirse de la rigidez, que sólo se relaciona con el material por el que está compuesto el objeto. La firmeza depende del momento de inercia y, por tanto, de la forma del objeto. El módulo de Young de un material se define de forma clásica con una prueba de ruptura en tracción. También pueden efectuarse ensayos en flexión, torsión y compresión para observar el comportamiento y definir los otros módulos característicos del material en sus distintas deformaciones. La elección del tipo de ensayo más pertinente depende del hueso en estudio y de las cargas que recibe in vivo. Los ensayos en flexión pueden efectuarse con varios tipos de apoyo, de tres o cuatro puntos (Fig. 2). El material recibe fuerzas de compresión en su concavidad y de tensión en su convexidad, que se escalonan según un gradiente lineal en el grosor del objeto. Los ensayos en torsión hacen que el objeto reciba un par de fuerzas de sentido opuesto que se ejercen en espiral sobre su longitud. El hueso diafisario se asimila a un cilindro hueco y sus propiedades en torsión mejoran con el aumento del diámetro externo. Así, los comportamientos de resistencia a las fuerzas de torsión, compresión axial, flexión o incluso cizalladura se desprenden de las propiedades intrínsecas y estructurales del objeto en estudio. Al analizar los mecanismos de ruptura de una estructura, es posible distinguir: EMC - Aparato locomotor
Biomecánica delhueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de lasfracturas
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resistencia de un ligamento es inferior a la del hueso. Por lo general, el ligamento se rompe en pleno cuerpo. Si la velocidad del traumatismo aumenta, la rigidez del ligamento también lo hace y la ruptura se produce preferentemente en la entesis o por avulsión ósea.
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Influencia de la biomecánica sobre el tejido vivo
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Figura 2. Prueba de flexión en tres puntos. La carga (1) es aplicada al material y crea una deformación (flechas) en el punto de aplicación. Esta carga puede aplicarse también en dos puntos para la prueba de flexión en cuatro puntos (dos puntos de carga más dos puntos de apoyo [3] ).
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Deformación
Figura 3. Anisotropía del hueso según Burstein. Las pruebas de tracción en diversas direcciones demuestran comportamientos biomecánicos y distintos módulos elásticos. 1. Tracción longitudinal; 2.tracción en un eje de 30◦ ; 3.tracción en un eje de 60◦ ; 4.tracción en un eje ortogonal al eje del hueso. • la
ruptura con carga: es la aplicación continua de una fuerza hasta la ruptura. Se trata de un modelo clásico de fractura ósea en el contexto de un traumatismo agudo; • la ruptura por fatiga: se trata de una ruptura secundaria a la aplicación de cargas por debajo del límite de elasticidad, pero que se aplican de forma cíclica. Es el caso dela fractura de implantes tras la pérdida de estabilidad de una osteosíntesis. El estudio del comportamiento mecánico de los objetos se basa en la «teoría de las vigas», modelo empleado en resistencia de los materiales. Para usar estos principios son necesarios algunos requisitos previos, sobre todo el hecho de que el material debe ser homogéneo, elástico e isótropo (es decir, que las propiedades mecánicas del material sean idénticas en cualquier dirección de aplicación de la carga). Primero hay que admitir esta aproximación, ya que el hueso tiene numerosas propiedades intrínsecas que lo convierten en un tejido complejo desde un punto de vista mecánico. Al respecto, el hueso es «anisótropo» (Fig. 3); su módulo de elasticidad (E) depende de la dirección de la carga que recibe. Por ejemplo, el hueso tiene menor resistencia en cizalladura que en tracción, y menor en ésta que en compresión. Para el hueso cortical, la carga de ruptura puede evaluarse en 210 N/m2 en compresión, 150 N/m2 en tracción y 80 N/m2 en cizalladura. También es «viscoelástico»; en apoyo, su deformación depende de la carga soportada, pero también de la velocidad de aplicación de ésta. Cuanto más importante sea el vector velocidad, mayor será la reacción del hueso con una rigidez elevada. Así, el hueso trabecular es más rígido en compresión cuando la velocidad de aplicación de la carga aumenta. Este mecanismo es bien conocido en lo que se refiere a la ruptura ligamentosa. Con poca energía, la EMC- Aparato locomotor
La ley de Wolff fue enunciada en el siglo XIX por el anatomista y cirujano alemán Julius Wolff. Consideraba que el hueso trabecular tenía una organización no aleatoria y anisótropa. Según este autor, dicha estructura era producto de las cargas que recibía [1] , lo que convierte al hueso enun órgano vivo que se adapta a diversas circunstancias. Por un lado, una acción repetida o específica modifica la macroestructura. La organización de las trabéculas óseas en el extremo superior del fémur es un ejemplo muy ilustrativo. El brazo de palanca generado por el desplazamiento de las cargas axiales hacia los miembros inferiores crea fuerzas predominantes de cizalladura en el cuello femoral. Así, las trabéculas se organizan en haces sobre un modelo ojival. El abanico de sustentación cefálico y las trabéculas troncatéreas funcionan en tracción, al igual que los fascículos arciformes. Por otro lado, este mecanismo también influye sobre la densidad y la microestructura ósea. El ejercicio físico y el sobrepeso aumentan la masa ósea debido al uso excesivo del complejo osteotendinoligamentoso [2] . Al contrario, la disminución de las fuerzas aplicadas al hueso y las pruebas de microgravedad ilustran la inducción de una desmineralización relativa [3] . Esta ley, ampliamente aceptada y estudiada, condujo a la teoría de los mecanostatos, descrita y desarrollada por Frost [4] desde 1960. Los mecanostatos detectan las variaciones de las cargas aplicadas al hueso, el cual se adapta a las variaciones con modificaciones estructurales, que se producen durante toda la vida [5] . Las cargas aplicadas al hueso influyen sobre la homeostasis ósea mediante procesos no mecánicos y retrocontroles celulares. Esta optimización mecánica es producto de un acoplamiento entre la carga y la actividad celular [6] , aunque todavía no se conocen bien los mecanismos de transducción.
Aplicación de las leyes biomecánicas a un tejido complejo El hueso se puede estudiar desde distintos niveles de organización, cada uno con una contribución propia para explicar sus propiedades biomecánicas. En el aspecto histológico, el hueso está formado por colágeno e hidroxiapatita. El colágeno, sobre todo de tipo I, que representa la parte fundamental de la trama orgánica (90%), tiene una mecánica en tracción superior a su resistencia mecánica en compresión [7] . La hidroxiapatita, constituida por cristales de fosfato de calcio, representa la parte fundamental de la trama inorgánica mineralizada. Se trata de un material rígido (aunque quebradizo) y resistente a la compresión. Según Seeman [8] , el 45% de mineralización del hueso humano es un valor óptimo. Si este valor disminuye, el hueso es demasiado flexible en carga y se rompe; sila mineralización es alta, se vuelve quebradizo. Hay que considerar el hecho de que una ligera variación de densidad y mineralización óseas puede inducir una variación notable del módulo de elasticidad del hueso [9] . La edad, los parámetros biológicos y hormonales (enfermedades endocrinas, menopausia), la hidratación del tejido [10] , las osteopatías [11] y el sexo son factores que influyen sobre la resistencia del hueso a las cargas. Como se ha comentado, la competencia del hueso puede variar por factores extrínsecos modificables como la actividad física y deportiva [2] , pero también por radiaciones o moléculas de efecto terapéutico que interfieren con el metabolismo óseo.
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10-500 µm
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0,5 µm
1 nm
Figura 4. Estructura del hueso cortical. La organización en láminas concéntricas de fibras de colágeno asociadas a la trama mineral crea la red haversiana. 1.Hueso esponjoso; 2.hueso cortical; 3.osteón; 4.canal haversiano; 5.lámina; 6.fibra de colágeno; 7.fibrilla de colágeno; 8. molécula de colágeno; 9. cristales. Cuadro 2. Módulo elástico (gigapascales [GPa])/carga de ruptura (megapascales [MPa]) según el tipo de hueso en función del tipo de carga [11] . Hueso cortical
Módulo elástico
Carga de ruptura
Tracción [12, 13] Compresión [5] Cizalladura [13] Hueso esponjoso Tracción [14] Compresión [15] Cizalladura [16]
11,4-19,1 15,1-19,7
107-146 156-212 73-82
0,2-5 0,1-3
σ y
a g r a C
Eo
3-20 1,5-50 6,6-8
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En la microestructura participan el hueso cortical y la red trabecular. El hueso esponjoso es cuatro veces menos denso, diez veces menos rígido y cinco veces más elástico que el hueso cortical. La organización de los osteones es una de las razones que explican la rigidez del hueso cortical. Se trata de la asociación de fibras de colágeno calcificadas y organizadas en laminillas para formar los canales de la red haversiana (Fig. 4). Las propiedades biomecánicas de cada tipo de tejido óseo (cortical y esponjoso) varían en función de la carga (Cuadro 2). Las curvas de deformaciones de cada tejido son muy distintas. Aunque los módulos elásticos del hueso cortical en tracción y en compresión son parecidos, la fase plástica de compresión antes de la ruptura es muy corta en comparación con las pruebas de tracción. Por lo tanto, el hueso es más dúctil en tracción. Las propiedades del hueso evolucionan tanto en función de cargas de intensidad como de repetición. Si el hueso ha superado el límite de elasticidad, el módulo de elasticidad se modificará con las cargas futuras (Fig. 5). Esto es producto de microfracturas que reducen la rigidez de forma progresiva [10] . En el aspecto macroscópico, los elementos clave son la forma global del hueso y su sección. El estudio del hueso se asimila a la teoría de las vigas cuando se considera el hueso diafisario, cortical, cuya sección puede considerarse como continua. Esto es aproximado, ya que cada hueso largo tiene una forma, una curvatura, una sección y una longitud distintas, mientras que en cada pieza ósea se describen zonas anatómicas (epífisis, metáfisis y diáfisis) con una estructura singular. Con todo, es posible referirse a las principales propiedades biomecánicas de algunos huesos [12] (Cuadro 3).
ε p
Deformación
Figura 5. Modificación del módulo de elasticidad (E) más allá del límite elástico, según Nyman et al [10] . Cuadro 3. Fuerzas de ruptura para algunas zonas óseas en función de las cargas [12] . Cuello femoral
Fémur
Rótula Tibia
Columna lumbar
Compresión lateral Compresión vertical Compresión axial Flexión Torsión Impacto sagital Compresión Flexión Torsión Compresión axial
1.000-4.000 N 725-10.570 N 6.000-17.000N 2.000-3.000 N 183Nm 7.000-10.000 N 2.500-12.000N 1.500-2.500 N 100Nm 1.400-9.000 N
más resistente que cada elemento por separado. Así, para Nordsletten y Ekeland [13] , en un modelo animal in vivo la contracción muscular aumenta un 23% la rigidez de la tibia en flexión y un 60% la resistencia a la ruptura. PoolGoudzwaard et al [14] , en un estudio cadavérico, detallan la capacidad de los músculos del piso pélvico para poner en tensión la charnela sacroilíaca y así rigidizar el anillo pélvico.
Complejo hueso-músculo
Distintos tipos de deformación y biomecánica de las fracturas
Otro elemento es la asociación de los huesos y, de una manera más general, el entorno muscular de los huesos. Los músculos actúan como obenques que permiten aumentar el módulo de Young del complejo. El conjunto hueso-músculo constituye una viga compuesta
Los distintos tipos de deformación del hueso suelen describirse por separado con fines didácticos. Sin embargo, los procesos de compresión, tracción, flexión, cizalladura y torsión suelen asociarse en diversos grados según la actividad o el tipo de traumatismo.
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Figura 6. Trazos de fractura y principales cargas recibidas por el hueso. 1.Tracción; 2.transversal; 3.compresión; 4.oblicua; 5.flexión; 6.ala de mariposa; 7.torsión; 8.espiroidea.
Fracturas por fragilización del hueso Las cargas necesarias para producir una fractura también dependen de la calidad del hueso. Por ejemplo, tras la ablación de un material de osteosíntesis o de las clavijas del fijador externo, los orificios residuales del hueso alteran su estructura mecánica. Burstein et al [15] analizaron en el conejo la influencia de los orificios creados por los tornillos. Han demostrado que el hueso perdía el 70% de su rigidez y, por tanto, la capacidad para resistir a las cargas por la formación de una zona de fragilidad. Este efecto, aunque menos marcado, también se verifica después de la ablación de los tornillos. Fracturas por fatiga Además, el hueso puede fragilizarse a causa de cargas fisiológicas repetidas. La frecuencia y la amplitud de las cargas que recibe el esqueleto, por ejemplo con la práctica deportiva, puede inducir un mecanismo de fatiga tisular y conducir a la producción de microfracturas. El número de sesiones, la intensidad y los tiempos de reposo limitados refuerzan esta tendencia. El hueso sometido a microtraumatismos repetidos se adapta deformándose por un mecanismo de remodelación hasta el límite de la deformación elástica. El proceso es reversible con la interrupción de las cargas. Sin embargo, si éstas prosiguen, puede producirse una fractura por fatiga. La falta de adaptación del tejido óseo a las cargas repetidas e inusuales necesita una remodelación rápida. Las acciones osteoclástica y osteoblástica combinadas crean zonas de fragilidad del tejido óseo cortical y/o trabecular que favorecen la formación de microfracturas por sobrecarga. Fracturas traumáticas Una fractura suele ser la consecuencia de un traumatismo. Por lo general, puede identificarse un mecanismo principal en función de la fractura resultante. El tipo de fractura depende de otros elementos, como la energía cinética en el momento del traumatismo; pueden distinguirse: • las fracturas con cinética baja: una simple caída o un traumatismo menor; • las fracturas con cinética alta: accidente en la vía pública, caída de altura; • las fracturas con cinética muy alta: traumatismos balísticos. Producen lesiones graves por transferencia de esta energía cinética al hueso. Cada carga fundamental induce una deformación previsible. La compresión acorta, la tracción alarga, la flexión produce una incurvación en el medio del segmento óseo y la torsión provoca la rotación del hueso en un eje definido. También se puede razonar de manera inversa, es decir, al analizar el trazo de fractura se deduce la carga principal que la ha provocado (Fig. 6). Un trazo de fractura transversal es más bien producto de un mecanismo EMC- Aparato locomotor
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principal en tracción. La compresión pura del hueso produce un trazo de fractura oblicuo. Si la compresión se asocia a una flexión, la fractura se caracteriza por la aparición de un tercer fragmento en «ala de mariposa». Por último, un trazo en espiral es producto de una carga en torsión. Estas consideraciones describen el comportamiento de los huesos largos. Otros tipos de fracturas son típicas de algunas regiones anatómicas. Sin describir todos los tipos de fracturas posibles, algunas merecen destacarse porque expresan un mecanismo dominante. Las fracturas por avulsiones apofisarias y las fracturas raquídeas de Chance se producen por tracción, mientras que el mecanismo de los aplastamientos vertebrales es una compresión. Las fracturas del ni˜no se tratan en otro artículo de la EMC. Desde el punto de vista biomecánico son muy especiales, debido a la existencia de un periostio muy grueso y muy resistente, así como de un proceso de maduración ósea incompleto. Sin embargo, pueden describirse las «fracturas en tallo verde», que corresponden a la ruptura de una sola cortical en la convexidad de la fractura, asociada a una deformación elástica de la concavidad por compresión plástica metafisaria, o a la combadura, que es la deformación plástica de la diáfisis. Son fracturas típicas de un tejido óseo inmaduro. Por último, los despegamientos epifisarios afectan a las placas de crecimiento metafisarias y se tratan también en otro artículo.
Biomecánica y consolidación ósea
La consolidación ósea es un proceso biológico y mecánico. Considerar el defecto de consolidación sólo desde el punto de vista mecánico deja de lado el efecto conjunto dela osteosíntesis y de la cicatrización celular y tisular por efecto de factores locales químicos (proteína morfogenética ósea, factor de crecimiento insulínico [IGF], factor de crecimiento derivado de plaquetas [PDGF], equilibrio acidobásico, etc.) y circundantes (lesión vascular, contusión tisular, edema, etc.). La consolidación ósea, desde un punto de vista biológico, empieza en el instante de la fractura. La fase inicial de la consolidación es la fase inflamatoria. Debido a microtraumatismos vasculares locales, se desarrolla un hematoma fracturario. Esta fase, que dura hasta la tercera semana, se caracteriza por una reacción inflamatoria local e induce el reclutamiento y la activación de los precursores a través de una cascada enzimática, con participación de factores de crecimiento y activadores de la actividad celular. Esta organización precoz explica la importancia de conservar el hematoma fracturario y la consecuencia de su desestabilización en las fracturas abiertas. Lafase siguiente permite la formación del callo primario o «callo blando». Se trata de un tejido óseo y conjuntivo inmaduro. Láminas precoces de hueso pasan a modo de puente por encima del foco de fractura para estabilizar los fragmentos óseos. Este tejido se organiza de forma progresiva en el aspecto histológico y permite el paso a la fase siguiente de mineralización del callo. Esta osificación se caracteriza por la formación de un tejido laminar multidireccional no orientado. La fase de remodelación adapta el hueso a las fuerzas mecánicas al organizar el hueso laminar secundario. En el aspecto histológico, se trata de reconstituir la estructura ósea haversiana de laminillas concéntricas y el canal medular. Esta fase dura 12-18 meses y permite restituir las características morfológicas mecánicas del hueso. El proceso es más intenso si el esqueleto es más inmaduro, la fractura se encuentra cerca de una epífisis fértil y el trazo de fractura ocupa el plano de movimiento: no hay corrección de los defectos de rotación.
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Biomecánicadel hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas
Influencia del callo óseo
Influencia de la reanudación del apoyo
La restauración de las propiedades biomecánicas del hueso es un proceso evolutivo. El callo óseo aumenta de tama˜no inicialmente y también lo hace la rigidez, la cual alcanza un nivel fisiológico en unos 28 días. La restauración avanza de forma paralela con el aumento de volumen del callo y la reorganización tisular. El estudio de la superficie de sección del callo óseo en fémures de ratas demuestra un pico de formación alrededor de la cuarta semana siguiente a la fractura [16] . El volumen del callo se reduce lentamente hasta recuperar un tama˜no normal después de varios meses, según la remodelación referida en la ley de Wolff. En este modelo, el crecimiento óseo es más rápido que en el ser humano, pero permite revelar que el engrosamiento del callo se produce de forma concomitante con la recuperación de las propiedades mecánicas (Fig. 7). El momento de inercia de un tubo cilíndrico es proporcional a la potencia 4 del radio. Puede escribirse: I = (R – r)4 /4, donde I es la rigidez, R el diámetro externo del hueso y r el diámetro interno. El aumento de volumen del callo óseo incrementa de forma considerable el momento de inercia y, por consiguiente, la rigidez del segmento óseo, si bien se acepta que hay que distinguir distintos tipos de callo. Según la posición de éste, la rigidez varía en un sentido opuesto. Al respecto, hay varios tipos de callo con propiedades distintas [17] (Cuadro 4). Müller [18] se˜naló que un callo por aposición perióstica tiene un efecto positivo, mientras que un callo medular puede hasta disminuir la rigidez si una consolidación cortical pura no influye en este parámetro (Fig. 8). Se puede hacer un paralelismo con los clavos utilizados en la osteosíntesis. A igual diámetro externo, los clavos macizos son menos resistentes que los clavos huecos. Según Aro y Chao [19] , los dos elementos que más estimulan el callo perióstico son el espacio interfragmentario y la carga fisiológica, que corresponde al peso de la persona. Este callo perióstico es luego remodelado de forma simultánea con la constitución del callo cortical, que no tiene ningún vínculo con las cargas.
La reanudación del apoyo después de una fractura depende de numerosos parámetros. El tipo de fractura, su estabilidad y la del montaje y el manejo de los tejidos blandos son otros factores de decisión. Aunque la estabilidad es uno de los elementos clave de la consolidación, la ausencia de carga sobre el foco no es un factor favorable. Tras una fijación óptima (cuyos criterios se describen posteriormente), cargas de baja amplitud que sólo generan micromovimientos permiten acelerar la consolidación ósea [20] . Esto es óptimo después de una compresión repetida y cíclica del hueso, según la descripción de White et al [21] . La influencia de la tracción es menor, pero esta propiedad es uno de los fundamentos de la técnica de callotasis para el alargamiento óseo desarrollada por Ilizarov [22] .
Aplicación al tratamiento de las fracturas
Los primeros tratamientos de las fracturas se remontan a la Antigüedad. Los procedimientos de inmovilización aparecen en el Antiguo Egipto a modo de férulas de madera envueltas con lienzos. Hipócrates inventó un aparato de madera (scamnum) que servía para reducir mediante tracción las fracturas de los miembros. También recomendaba el ejercicio para evitar la atrofia muscular durante la inmovilización, la cual se efectuaba con resinas y cera. Celso conseguía endurecer los vendajes con almidón. Ambrosio hacía moldes de tela, pergamino o cera que se endurecían al secarse. Antonius Mathijsen, un cirujano holandés, empezó a usar el yeso de París en 1852. Esta técnica se desarrolló de forma notable y fue unode los grandes progresos respecto al tratamiento de las fracturas.
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Plazo posfractura (semanas)
Figura 7. Evolución del diámetro del hueso tras fractura en una rata (según Aro et al).
Figura 8. Callo y rigidez ósea relativa. A. Callo perióstico. Rigidez relativa/mm2 (2). B. Callo cortical. Rigidez relativa/mm2 (1). C. Callo endóstico. Rigidez relativa/mm2 (1/4).
Cuadro 4. Tipos de callos y sus características, según McKibbin[17] . Tipo de consolidación
Velocidad
Relleno de un espacio
Tolerancia a la estabilidad
Tolerancia a la estabilidad absoluta
Importancia de los tejidos blandos
Callo perióstico Callo cortical Callo medular
+++ + ++
+++ – ++++ (lento)
+++ – ++
– ++++ +++
+++ – –
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Figura 10. Partes de un tornillo. 1. Cabeza; 2. roscado; 3. paso de tornillo; 4. diámetro externo; 5. diámetro interno. Figura 9. Cerclaje en obenque del olécranon.
Tratamiento ortopédico Es el tratamiento más antiguo y aún hoy el más difundido. Es el tratamiento de elección para las fracturas poco o nada desplazadas de los huesos largos. La consolidación autónoma del hueso está favorecida por la alineación de los segmentos óseos. El objetivo es conservar todos los elementos biológicos necesarios para la consolidación, aunque todavía no han sido identificados por completo. Sarmiento et al [23] se˜nalan la presencia de un callo más activo cuando el hematoma fracturario y la vascularización se mantienen intactos.
Tratamiento quirúrgico Todas las técnicas y tipos de osteosíntesis tienen el mismo objetivo: la consolidación ósea [24] . Cada fractura tiene, en diverso grado y en función de la energía traumática, lesiones tisulares, musculares y vasculares que deben tenerse en cuenta antes de escoger el tipo de osteosíntesis. La rehabilitación y, sobre todo, el apoyo postoperatorio deben reanudarse lo antes posible para optimizar el tratamiento y su resultado funcional. Durante mucho tiempo, el tratamiento quirúrgico supuso la abertura del foco de fractura y, por consiguiente, una «agresión» a las vías biológicas del proceso de consolidación. Los adelantos respecto a los conocimientos del callo biológico, por un lado, y a las técnicas y materiales quirúrgicos, por otro, han dado paso a los principios de las técnicas de invasión mínima o de fijación externa de las fracturas. Sin embargo, el primum movens sigue siendo la reducción anatómica de la fractura. La reducción por maniobras externas es un requisito previo indispensable para evitar la abertura del foco. Esto puede lograrse, por ejemplo, con mesas de tracción ortopédica.
Métodos de osteosíntesis Osteosíntesis con cerclaje en obenque
Este principio se basa en las posibles cargas diferenciales sobre un foco de fractura. Como se verá luego respecto a la localización preferente de las placas, debido al juego de las curvaturas óseas y de las tensiones musculares existe una zona en la concavidad que recibe cargas en compresión y una zona en la convexidad que más bien recibe cargas en tracción tras la reanudación del apoyo o durante la contracción muscular. Esta técnica está especialmente indicada para el tratamiento de la fracturas no conminutas, epifisarias e inestables por la tracción muscular, como las del olécranon o la rótula. Es una fijación dinámica. El principio es convertir las fuerzas de tracción del tríceps braquial o del cuádriceps en fuerzas de compresión sobre el foco de fractura. Para el tratamiento de una fractura transversal simple del olécranon se introducen dos agujas de Kirschner en sentido perpendicular al foco de fractura hasta la cortical anterior del cúbito (Fig. 9). La necesidad de penetrar la cortical o de dejar la punta en la cavidad es motivo de controversia. Con un alambre se efectúa un montaje en «ocho» a través de una perforación distal en EMC- Aparato locomotor
la cortical posterior del cúbito, lo que permite trasladar las fuerzas de tracción en compresión hacia el eje de las agujas. El tratamiento de una fractura transversal de la rótula es similar. El alambre pasa por delante de la rótula y alrededor de los extremos proximales y distales de las agujas. Se ordena una movilización precoz para favorecer la consolidación. Osteosíntesis con tornillo
Un tornillo está formado por una cabeza provista de una ranura para insertar el destornillador, un vástago roscado con un diámetro interno y externo y una punta (Fig. 10). Existen numerosas formas y tama˜nos. Los de acero son los más comunes, pero también hay tornillos de titanio. Pueden ser canulados, de autorroscado, presentar un roscado incompletoo incluso dos roscados distintos para una compresión intraósea (principio del tornillo de Herbert). Hay tornillos específicos para hueso cortical y otros para hueso esponjoso. El diámetro interno (d) o alma del tornillo corresponde al diámetro de perforación previo a la introducción del tornillo y determina su resistencia. La resistencia en torsión es proporcional a d3 , por lo que un aumento de este diámetro en un factor II permite soportar un par de apriete ocho veces superior. El diámetro externo está definido por el diámetro del roscado, el cual determina la resistencia del tornillo en tracción, ya que, cuanto más alto es el diámetro, mayor es la cantidad de hueso retenido por el roscado. También depende de la calidad del hueso (esponjoso o cortical, escleroso u osteoporótico) y de la longitud de la parte roscada. La osteosíntesis de una fractura con un solo tornillo es poco frecuente porque se necesita una buena estabilidad mecánica. En un contexto de fractura puede ser muy difícil evaluar la calidad mecánica del hueso. Sin embargo, es la osteosíntesis de elección para los huesos de las extremidades en traumatología (fracturas de falanges, escafoides) y ortopedia, sobre todo en la cirugía del pie (hallux valgus). También está muy difundida para la osteosíntesis de las fracturas unicondíleas de los platillos tibiales, de las espinas tibiales en el ni˜no o incluso de la fractura cervical verdadera y estable del cuello femoral [25] o de una fractura sacra [26] . Estas indicaciones se han ampliado con los tornillos canulados. La introducción de un tornillo interfragmentario puede servir para colocar el foco de fractura en compresión antes de completar el montaje con una placa. La estabilidad del montaje mejora y las cargas que recibe la placa disminuyen, lo que reduce el riesgo de fatiga del material. Para que la colocación de este tornillo sea óptima hay que ajustarse a reglas estrictas con relación a la perforación y la dirección del tornillo (Fig. 11). La perforación se realiza en dos etapas. Primero se reduce la fractura y se inmoviliza con pinzas para reducción. De una cortical a la otra se perfora un conducto cuyo diámetro es igual al diámetro interno del tornillo (por ejemplo, perforación de 2,7 mm de diámetro para un tornillo de 3,5mm). A continuación, el orificio de la cortical proximal se agranda con una broca cuyo diámetro es igual al diámetro externo de la parte roscada del tornillo (en este ejemplo, perforación de 3,5 mm). El tornillo no se fija al primer fragmento, y por esta razón ejerce una compresión sobre el segundo fragmento. La orientación del tornillo es fundamental en términos de eficacia. Los estudios
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Figura 11. Colocación de un tornillo de compresión inter fragmentario. El eje de perforación debe situare entre el eje perpendicular al hueso y el eje perpendicular al trazo de fractura.
Figura 13. Principio de fijación de una placa clásica. Los tornillos aproximan la placa al hueso gracias a una fijación bicortical. El objetivo es crear una fricción (1) entre la placa y el hueso. El montaje es estable si las fuerzas de fricción son superiores a las cargas recibidas tras la reanudación del apoyo (2).
Figura 14. Compresión del foco de fractura por deslizamiento de la placa al ajustar el tornillo en el orificio oval.
Figura 12. En un hueso, la convexidad recibe cargas en tracción y la concavidad, cargas en compresión. En la convexidad del hueso fracturado debe colocarse una placa para favorecer la compresión del foco.
mecánicos demuestran que la mejor compresión se obtiene cuando el tornillo sigue un eje perpendicular al trazo de fractura. En la práctica, el tornillo se sitúa entre este eje y el eje perpendicular a la cortical ósea [27] . Osteosíntesis con placa
La placa sigue siendo el patrón oro para la osteosíntesis de las fracturas articulares, epifisometafisarias y para algunas fracturas diafisarias. Una placa de osteosíntesis es, ante todo, una férula interna que hace posible la alineación de los segmentos óseos. Su participación en la biomecánica de la consolidación reside en la estabilización del foco de fractura y su compresión. Aunque varios principios se oponen, hay factores biomecánicos comunes. Optimización de la localización de la placa. Cada hueso tiene una curvatura que le es propia. La curvatura principal de los huesos largos permite absorber una parte de las fuerzas de tracción/compresión. Esto produce una asimetría biomecánica con una cortical que recibe las cargas en compresión (concavidad de la curva) y una cortical en espejo que soporta las cargas en tracción (convexidad de la curva) durante el apoyo (Fig. 12). Para colocar la placa hay que tener en cuenta esta asimetría. Si se la coloca del lado de las fuerzas de compresión, el apoyo favorecerá la abertura del foco de fractura y, por tanto, disminuirá la capacidad de consolidación (como se ha explicado antes). La placa también sufre picos de cargas a la altura del foco, lo cual puede provocar una fractura por fatiga del implante. Por lo tanto, es capital tratar de optimizar la posición de la placa; por desgracia, la posición puede depender de factores anatómicos (trayectos vasculonerviosos, acceso difícil, etc.) contrarios a los grandes principios biomecánicos.
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Placas clásicas. La elección del tipo de placa responde al principio de estabilidad absoluta o relativa y, por tanto, al tipo de fractura. En 1962, Gurlt estableció las bases de la osteosíntesis moderna y Danis, en 1949, el concepto de consolidación per primam [28] . La asociación suiza para el estudio de la osteosíntesis AO (Arbeitsgemeinschaft fur Osteosynthesefragen) (por el impulso de un grupo de cirujanos, entre ellos y en primer lugar Maurice Müller), fue la que desarrolló y difundió los principios de Danis: reducción, fijación y estabilidad absoluta [29] . En la fijación con placa clásica, los tornillos se ajustan a la placa después de la confección de un preorificio. Los tornillos apoyan la placa contra el hueso y de este modo se genera una fuerza de fricción entre la placa y el hueso. La fuerza debe bastar para mantener la estabilidad de la fractura. Mientras la carga resultante del peso del cuerpo y del complejo músculo-tendón-ligamento no supere lo que la fuerza de fricción puede soportar, la construcción se mantiene estable y evita que la osteosíntesis se desmonte (Fig. 13). Cualquier espacio que quede a la altura del foco induce una transmisión de las fuerzas en compresión por la placa y ya no por el hueso, lo cual provoca inestabilidad y un incremento de las cargas en el implante. Por lo tanto, es fundamental reducir de la mejor manera posible la fractura y crear una compresión entre los fragmentos óseos a efectos de aumentar la rigidez del montaje. El principio de crear la compresión gracias al material de osteosíntesis se remonta a 1957 y fue posible con el tornillo de cabeza cónica descrito por Bagby y Janes [30] . La compresión puede obtenerse también con una pinza de reducción específica, que permite arrastrar la placa y generar la compresión, derivada de la placa de compresión de Danis. Después vinieron las placas con orificios ovales (placas de compresión dinámica [DCP], placa de compresión universal [UCP] y placa de autocompresión [SCP]) que sirven para generar la compresión por deslizamiento de la placa sobre el hueso al colocar un tornillo excéntrico en el orificio oval (Fig. 14). Si las fuerzas de fricción no bastan, los tornillos pueden ser móviles y conducir al fracaso mecánico de la fijación (Fig. 15). El dise˜no ha avanzado hacia la creación de placas anatómicas y adaptadas a cada localización de las fracturas. EMC - Aparato locomotor
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Figura 15. El tornillo crea una zona de carga en la cortical ósea al reanudarse el apoyo. La placa no está perfectamente aplicada contra el hueso y la fricción no basta para asegurar una estabilidad absoluta. Esta zona de hiperpresión genera una osteonecrosis localizada que compromete la estabilidad del tornillo. 1.Centro de rotación; 2.carga axial; 3.zona de carga cortical. Cuadro 5. Número de tornillos y de corticales recomendado para algunas fracturas.
Antebrazo Húmero Tibia Fémur
Número de tornillos
Número de corticales
3 3-4 4 4-5
5-6 6-8 7-8 8
También hay placas de contacto limitado (LC-DCP) que disminuyen la superficie de contacto pero conservan la fricción. La finalidad de una menor superficie de contacto es respetar la vascularización perióstica, ya que ésta es favorable a la consolidación ósea. El montaje y la osteosíntesis se adaptan a cada localización y tipo de fractura, pues reciben cargas distintas. También son específicos el tama˜no de la placa y de los tornillos, así como el número de éstos (Cuadro 5). De forma experimental, Perren ha determinado que una osteosíntesis femoral con tornillos clásicos de 3,5 mm de diámetro genera un par de fricción de 3-5 Nm entre la placa y el hueso [31] . Un hueso osteoporótico genera, en el mejor de los casos, 3 Nm gracias a un montaje similar, lo que según Borgeaud et al [32] no autorizaría un apoyo correspondiente a 500 N. Además, en las fracturas de los pacientes osteoporóticos, las osteosíntesis «clásicas» no son apropiadas si se busca una recuperación rápida de autonomía, ya que la reanudación del apoyo no es posible sin correr el riesgo de una claudicación mecánica por pérdida de fijación. Las fracturas conminutas también causan dificultades con este modelo de osteosíntesis. La reducción anatómica de la fractura puede ser muy difícil o exponer al riesgo de desvascularización de los fragmentos, con la formación de secuestros y un aumento del riesgo de seudoartrosis. Placas con tornillos bloqueados. Creadas en razón de los límites de las placas estándar para las fracturas conminutas, de la mecánica del esqueleto osteoporótico y de la interpretación de los procesos de consolidación biológica, las placas con tornillos bloqueados ocupan un lugar principal entre los materiales para la osteosíntesis. A comienzos de la década de 1980 se desarrollaron la placa ondulada (Brunner, 1980) y la placa puente o de apriete [33] para preservar el hematoma y la vascularización perióstica. Stoffel et al [34] , en un estudio mecánico e histológico, presentan diversos montajes de placas con tornillos de EMC- Aparato locomotor
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Figura 16. Estabilidad del complejo tornillo-placa-corticales en un montaje con tornillos clásicos (A) y con tornillos bloqueados (B).
compresión. Las lesiones por legrado del periostio producen una osteoporosis relativa debajo de la placa por afectación de la microvascularización. Así demuestran que el montaje con estabilidad absoluta (placa anatómica y tornillo de compresión) permite una consolidación más rápida que un montaje más inestable. Al respecto, la consolidación cortical se efectúa por contacto óseo directo, sin la cascada biológica de la organización del hematoma y del callo perifracturario. En el plano biomecánico, se trata de aumentar la rigidez del complejo placa/tornillo para que las cargas ya no se transmitan por el hueso sino por los implantes. Es, por tanto, un principio fundamentalmente opuesto que da origen al concepto de placa con tornillos bloqueados. Las fracturas conminutas no permiten el montaje en compresión. Las fuerzas pasan totalmente por el material de osteosíntesis, el cual pasa por encima de la fractura a modo de puente, y entonces la consolidación ya no es per primam sino «secundaria», ya que se organiza a partir del hematoma fracturario con el desarrollo de un callo, primero blando y después duro, que es en sí mismo la expresión de una estabilidad relativa. A efectos de no aumentar la fricción entre el hueso y la placa y, en consecuencia, favorecer la isquemia local por la lesión del periostio, la placa con tornillos bloqueados crea una unidad mecánica entre la placa y la cortical al solidarizar el tornillo a la placa mediante un roscado en la cabeza del tornillo (Fig. 16); es el concepto del «fijador externo interno». Para la osteosíntesis de una fractura, primero se recomienda reducir la fractura y luego colocar, antes que la placa, uno o varios tornillos de compresión en el sitio o sitios de fractura. A continuación, la colocación de tornillos bicorticales induce una precarga para aplicar la placa contra el hueso y así producir la fricción. Con el apoyo (o la contracción muscular), el hueso soporta una fuerza de cizalladura que se a˜nade a la carga generada por el peso del paciente (Fig. 17). Esta carga no se verifica con un tornillo bloqueado, caso en el que la placa y los tornillos actúan como una unidad mecánica y permiten la osteosíntesis en un esqueleto osteoporótico. Cuando la carga aumenta (básicamente por el peso del paciente), en el caso de la placa con tornillos bloqueados, el vector resultante queda en compresión axial. Al contrario, en el caso de las placas con tornillos no bloqueados, por definición el tornillo
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Figura 17. Movilización de los tornillos clásicos por balanceo durante la carga axial (1). Los tornillos bloqueados forman una unidad con la placa.
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Figura 19. Con tornillos bloqueados epifisarios no es necesario que la placa se adose al hueso de forma estricta, ni tampoco que la osteosíntesis sea sólida en la zona trabecular.
Materiales: una cuestión biológica y mecánica.
Figura 18. Pérdida de estabilidad secuencial de los tornillos. La movilidad del foco en flexión (1) induce una movilización del tornillo proximal más cercano al foco, cuya impresión ósea se agranda y crea una cámara de movilidad. Este efecto se extiende al tornillo siguiente de manera secuencial.
está libre en la placa y el peso del cuerpo actúa sobre el tornillo con un brazo de palanca que produce una fuerza angular, que será más intensa cuanto mayor sea la distancia entre las dos corticales. Los movimientos inducidos por esta fuerza pueden agrandar el orificio en el hueso y, por tanto, hacer perder la estabilidad del tornillo en la cortical distal. Cuando están comprometidas tanto la fijación del tornillo como la estabilidad angular del montaje, el mecanismo se propaga al tornillo adyacente y poco a poco induce la claudicación mecánica de la osteosíntesis, con desmontaje y desplazamiento secundario (Fig. 18). En teoría, la forma de las placas con tornillos bloqueados no es tan esencial como en las placas estándar, ya que la placa no se apoya contra el hueso. La rigidez de la interfase hueso-implante se obtiene sin comprometer la vascularización local y la placa actúa como un verdadero «fijador externo interno». Para limitar el traumatismo de los tejidos blandos y, sobre todo, para conservar el hematoma fracturario, se han desarrollado instrumentos de ayuda a la implantación por vías mínimamente invasivas. Estos dispositivos provistos de sistemas de visión permiten la reducción y la colocación de los tornillos [35] . Es el principio de la técnica de osteosíntesis percutánea mínimamente invasiva con placas (MIPO). El sistema de estabilización de invasión mínima (LISS) fue desarrollado inicialmente para las osteosíntesis de las fracturas distales del fémur. Después se crearon sistemas híbridos a modo de placas de compresión bloqueable (LCP) que permiten asociar tornillos bloqueados y no bloqueados para aprovechar mejor las posibilidades de cada sistema en función del contexto [36] . Con este enfoque, la morbilidad es menor y la reanudación del apoyo, inmediata [37] . Es también el caso de las fracturas que afectan desde la epífisis hasta la diáfisis, pasando por la metáfisis, para las que se han creado varios modelos de placas anatómicas que pueden usarse con tornillos epifisarios bloqueados. La resistencia que confiere la unidad tornillo-placa proporciona una buena estabilidad del montaje en el hueso esponjoso epifisario (Fig. 19). En las fracturas articulares, una osteosíntesis mixta puede asociar tornillos de compresión por atornillado directo o a través de la placa con tornillos bloqueados para la estabilidad angular [38] .
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Desde los comienzos de la osteosíntesis se han usado numerosos metales (aluminio, plata, latón, cobre, acero, etc.), pero presentaban una resistencia mecánica demasiado baja y estaban expuestos tanto a la corrosión como a una biocompatibilidad mediocre, lo que generaba osteólisis considerables debido a reacciones inflamatorias que conducían al fracaso del montaje. A principios del sigloXX se realizaron diversos estudios sobre las aleaciones y los materiales de las osteosíntesis con el propósito de encontrar el material óptimo. En la década de 1950, los conceptos de la escuela suiza consagraron los implantes de acero inoxidable y después se desarrollaron los implantes de titanio. El módulo de elasticidad del titanio (100gigapascales [GPa]) equivale a la mitad del módulo del acero inoxidable (200 GPa) y tiene propiedades mecánicas más parecidas a las del hueso. Gautier et al [39] , en un modelo ovino, han demostrado que una placa modifica de forma considerable las cargas fisiológicas sobre el hueso al redistribuir las fuerzas a nivel del hueso cortical. La influencia del material de osteosíntesis es relativamente menor en esta cuestión y, por tanto, también lo sería la ventaja del titanio sobre el acero inoxidable en el aspecto biomecánico. En cambio, en el hueso que ya no recibe las cargas se producen grandes cambios, según lo demostrado por Uhthoff et al [40] en un modelo canino de osteotomía femoral tratada con fijación rígida. Por eso, algunos autores han recomendado el uso de material con un módulo de elasticidad más débil y la ablación precoz del material. Woo et al recomiendan un material de resistencia moderada a la flexión y la torsión y de resistencia baja a la compresión, para permitir que el hueso reciba lo esencial de las cargas fisiológicas [41] . Además, con el titanio se ha presentado el problema de la ablación del material debido a una consolidación por contacto entre la placa y los tornillos [42] . Las dificultades quirúrgicas potenciales con relación a estas ablaciones aumentan la duración de la intervención y la morbilidad, y para retirar el material de forma segura y eficaz se necesita una instrumentación especial [43] . Recientemente se han creado nuevos materiales con el objetivo principal de asemejarse al módulo de elasticidad del hueso. Los implantes de poliariletercetonas (PAEK), muy desarrollados en implantología dental, se usan también en traumatología [44] . Son polímeros termoplásticos de excelente biocompatibilidad. Su comportamiento mecánico permite usarlos como interfase entre tornillo y placa para disminuir la rigidez de los montajes, como implantes segmentarios por defectos óseos o, desde hace muchos a˜nos, en cirugía raquídea [45] . Akhavan et al [46] EMC - Aparato locomotor
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Figura 20. Osteosíntesis de una fractura diafisaria con clavo intramedular.
han obtenido excelentes resultados clínicos y radiológicos después de 6 a˜nos de seguimiento en prótesis de caderas (tallo y cúpula). Esta vía de investigación es interesante, pero necesita una evaluación a largo plazo. En ortopedia, la fijación y la reconstrucción se han orientado sobre todo con base en las propiedades mecánicas y la función de los implantes. Como se expuso antes, la biomecánica de la osteosíntesis no es el único factor de consolidación. La biocompatibilidad del titanio es mejor que la del acero inoxidable; además, disminuye el riesgo de infección y el depósito de biopelícula [47] . Es una consecuencia de la organización anatómica descrita por Gristina [48] en 1987. La adherencia de las bacterias al material es producto de las propiedades fisicoquímicas del implante y cada aleación tiene una interacción específica. Fue necesario mejorar la calidad de los materiales debido a las infecciones, una complicación principal y frecuente en traumatología. Las aleaciones que contienen cobre o la producción de titanio nanotexturado disminuyen la adherencia bacteriana [49] . Nuevas vías de investigación ofrecen la posibilidad de producir implantes con revestimientosbiológicos. Además, se está estudiando la difusión desde el implante de agentes orgánicos, de moléculas bioactivas como citocinas [50] , quimiocinas [51] o antibióticos. Estas opciones podrían aportar soluciones para combatir la infección [52] y las seudoartrosis crónicas. Por último, están en estudio los implantes reabsorbibles, aunque todavía no se dispone de datos biomecánicos ni de resultados clínicos. Clavo intramedular
La osteosíntesis con clavo intramedular se ha revelado útil para conservar el hematoma fracturario y la posición ideal de este montaje, que es el más parecido al del hueso largo en los aspectos anatómico y biomecánico. El conceptoactualde esta técnica fue desarrollado por Kuntscher en la década de 1940 [53] , quien se basó en el bloqueo del clavo a partir de la deformación elástica del hueso. La idea inicial de ranurar el clavo tenía por objetivo mejorar las propiedades biomecánicas para acercarse lo más posible a la estructura ósea. El clavo era un poco más flexible y reaccionaba mejor en torsión. La iniciativa debió dejarse de lado por la dificultad para extraer este tipo de clavo. El desarrollo posterior del bloqueo permitió tratar las fracturas más complejas mediante el control de la rotación y de la estabilidad de la osteosíntesis en las fracturas conminutas. El clavo hace las veces de un tutor que refuerza el foco de las fracturas diafisarias (Fig. 20). En la actualidad, el clavo intramedular se coloca a foco cerrado en casi todos los casos.Para esto se necesita un control con amplificador EMC- Aparato locomotor
Figura 21. Radiografía de la tibia. Osteosíntesis con clavo y tornillo de bloqueo.
de imagen, sobre todo para verificar los defectos de rotación y el punto de inserción del clavo [54] . Las indicaciones en las fracturas diafisarias de los huesos largos son muy amplias. Los nuevos dise˜nos de clavos, con un bloqueo proximal y distal bien cerca de las epífisis, hacen posible el tratamiento de las fracturas metafisoepifisarias, incluso articulares, y de las fracturas inestables o con gran pérdida de sustancia ósea. La reducción de las fracturas metafisarias y la estabilidad del sistema pueden mejorarse con tornillos de bloqueo insertados en el plano frontal o anteroposterior [55] (Fig. 21). Este método de osteosíntesis es considerado como de «estabilidad relativa» y la consolidación se produce gracias a la formación de un callo. El momento de inercia de un clavo aumenta con su diámetro. Según Tencer et al, un clavo de 16 mm es 2,5 veces más rígido que uno de 12 mm [56] . En realidad, el diámetro del clavo está limitado sobre todo por el diámetro de la cavidad medular del hueso y por el diámetro del fresado, cuyo objetivo es calibrar la cavidad medular del hueso fracturado (pasar de la forma de un reloj de arena a la de un cilindro) para aumentar la superficie de contacto y, por tanto, la fricción entre el clavo y el hueso cortical. El efecto del fresado es más controvertido en el plano biológico: favorable para algunos debido a la movilización de los inductores de la consolidación [57] y desfavorable para otros porque destruye la vascularización endóstica de forma mecánica e induce un calentamiento. Este riesgo de necrosis térmica ósea también está favorecido por el uso de un manguito neumático [58,59] . Los modelos animales sugieren una disminución de la vascularización medular después del fresado, aunque es reversible [60] . Se ha propuesto entonces introducir clavos macizos, rígidos y sin fresado previo. Sin embargo, sus propiedades mecánicas generan índices de seudoartrosis mayores y, por tanto, se han dejado de lado [61,62] . Finkemeier et al demostraron que el fresado inducía un reducción significativa del tiempo de consolidación [63] . Así, se puede aumentar la rigidez por bloqueo, más aún teniendo en cuenta que si el diámetro del clavo es elevado, en principio acepta mejor los tornillos de bloqueo de mayor diámetro y mejora la rigidez y la estabilidad del montaje. Fijador externo
El principio del fijador externo se basa en la reducción y la fijación del foco de fractura sin necesidad de actuar sobre los tejidos circundantes ni modificarlos. Es el tratamiento de elección de las fracturas abiertas, al menos de
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Flexión
Compresión
Torsión
Figura 22. Rigidez en función del fijador externo y de la deformación en flexión, compresión y tracción, según Behrens [64] .
Hoffmann-Vidal
Bilateral, 2 planos
1 plano
Unilateral, 2 planos
1 plano
1 plano 20 10 Nm/grado
300
4
500
2
N/mm
manera temporal, ya que permite evitar la colocación de material de osteosíntesis en contacto con un foco potencialmente séptico. Lambotte, en 1902, describió el primer fijador monoplanar. Hoffman, en 1938, introdujo el mecanismo de rótula, lo que posibilitó la reducción de la fractura y la compresión en los tres planos del espacio. Después aparecieron otros modelos, pero la innovación principal fue la de Ilizarov, en 1950, con los marcos circulares que permitían poner en tensión clavijas de bajo calibre. Los fijadores externos actuales hacen posible las fijaciones híbridas y la aplicación de los principios iniciales de las fijaciones monoplanar, multiplanar y circular. Cada uno de estos modelos tiene sus propias características mecánicas, como lo ilustra el estudio de Behrens et al [64] . La rigidez en flexión y en torsión de los fijadores bilaterales multiplanares es superior a la de la mayoría de los demás montajes (Fig. 22). Sin embargo, otros factores influyen en esta estabilidad, que se basa en las características de las clavijas (diámetro, número, localización), así como en el marco (tipo de montaje, tipo y número de conexiones) y su posición. La clavija es un principio fundamental de la estabilidad. La rigidez de un elemento cilíndrico depende de su diámetro a la potencia 4. Por lo tanto, el diámetro de las clavijas es esencial. Esto crea una mayor interfase entre el hueso y la clavija y disminuye el riesgo de movilización. El aumento del diámetro en un factor 2 confiere una rigidez 16 veces superior, pero aumenta el riesgo de fractura por fragilización de la cortical. Si el diámetro del eje de la clavija es superior al 30% del diámetro del hueso, el riesgo de fractura aumenta de forma significativa [65] . Para mejorar la estabilidad de las clavijas se han a˜nadido numerosas modificaciones (parte roscada cónica, clavijas autoperforantes, de autorroscado, revestimiento de hidroxiapatita). Otro factor principal es el número de clavijas. Para impedir la rotación del fragmento suelen ser necesarias dos clavijas, por lo general en el mismo plano. Aunque una
12
Nm/deg
tercera clavija modifica poco las propiedades mecánicas del montaje, es útil contar con una clavija suplementaria en caso de movilización o de infección. Aumentar el número de clavijas puede ser beneficioso para la rigidez si se aumenta el espacio entre ellas. Las clavijas se colocan por fuera del foco de fractura y en piel sana para limitar los riesgos de infección. El montaje es más rígido cuanto más cerca del foco de fractura se encuentran las clavijas. Éste es otro elemento fundamental de la estabilidad, pues disminuye en igual medida el brazo de palanca de desplazamiento de la fractura soportado por el montaje. Sin embargo, la localización de las clavijas debe permitir una posible intervención futura como, por ejemplo, la confección de un colgajo de revestimiento o un procedimiento vascular (aponeurotomía de descarga, revascularización por derivación, etc.). Es necesario entonces encontrar un término medio. Además, la resistencia de las clavijas en su plano es limitada; así pues, la rigidez en el plano anteroposterior es óptima si las clavijas se disponen en el plano frontal. Se entiende entonces por qué los montajes multiplanares o híbridos aumentan la rigidez. Por último, la disminución de la distancia entre el marco o el cuerpo del fijador y el hueso aumenta la estabilidad del sistema. La movilidad de la fractura guarda relación con esta distancia a la potencia 4. El límite de este principio es el espacio necesario en caso de edema postoperatorio o para la curación de las heridas. La unión entre las clavijas y el cuerpo del fijador debe ser lo más directo posible para disminuir el par de deformación y evitar poner en riesgo la estabilidad. Hay que contemplar entonces numerosos parámetros para favorecer la rigidez del montaje que, en el mejor de los casos, debe conducir a la consolidación y la reanudación del apoyo (Cuadro 6). La posibilidad de dinamizar el marco con facilidad, desplazando el cuerpo del fijador más lejos del hueso, permite corregir más adelante las imperfecciones de reducción o facilitar la consolidación, aunque hay divergencias en cuanto al período adecuado [66–68] . En este sentido, para EMC - Aparato locomotor
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Cuadro 6. Factores de rigidez de una osteosíntesis con fijador externo. Pueden estar vinculados al paciente, al tipo de fractura o a los elementos del fijador (clavijas, barras, tipo de montaje). Factores
Rigidez
Clavijas
↑ ↑ ↓ ↑
Número Diámetro Material Distancia entre dos clavijas en un fragmento Distancia del foco Marco o barras Número Distancia del hueso Longitud (barras) Diámetro Material Planos de fijaciones (mono/multiplanares)
↑ ↓ ↑ ↑
Multiplanares ↑
Compresión del foco Densidad ósea Conminución
↑ ↑ ↓
la consolidación ósea, la fijación externa se vale del principio de estabilidad relativa. No hay consenso en lo quese refiere a la utilidad de una dinamización del sistema o del lapso necesario antes de efectuarla, pero se acepta que para favorecer la consolidación ósea el foco debe movilizarse en compresión. Las publicaciones al respecto abundan y las opiniones son contradictorias. Mientras que Claes et al se˜nalan la ineficacia de la dinamización precoz (1 semana) en un modelo ovino [69] , Arazi et al afirman lo contrario en un modelo canino [70] . Aunque los estudios in vivo en el ser humano presentan dificultades metodológicas, para Foxworthy la dinamización antes de la cuarta semana sería beneficiosa, según un estudio retrospectivo realizado después de un apareamiento por tipo de fractura y de abertura cutánea [71] . Respecto a los fijadores de tipo Ilizarov, el paso de las agujas debe ser total para responder a las cargas anatómicas y mecánicas. La mejor estabilidad se obtiene con agujas perpendiculares al eje del segmento óseo. Este montaje es menos rígido que los fijadores monoplanares, sobre todo en compresión axial [72] , lo que en teoría es favorable a la consolidación ósea. Las cargas en tracción pueden inducir una consolidación, aunque de forma más limitada. Las correcciones de las deformaciones y el alargamiento óseo se basan en este principio. Según los principios de Ilizarov [73] , una osteotomía seguida de la tracción progresiva del foco permite retardar la consolidación ósea al posibilitar un alargamiento progresivo. Por lo tanto, las cargas deben ser suficientes para la distracción ósea, aunque un alargamiento demasiado rápido conduciríaa la organización de una seudoartrosis. Estos trabajos se basan en las fases sucesivas de la consolidación. La formación del callo blando inicial supone una mineralización progresiva. Mientras este foco recibe cargas, la consolidación se retrasa. El control de la rapidez y de la fuerza de tracción es fundamental para no superar las capacidades de consolidación del hueso.
Elección del tipo de osteosíntesis Estabilidad absoluta/relativa de la osteosíntesis
El principio de estabilidad absoluta se remonta a la década de 1950. Perren describió la estabilidad en relación con la separación del trazo de fractura. Es la cantidad de cargas en el foco lo que va a determinar la movilidad (L/l0 ) de éste. La consolidación cortical se produce si la movilidad se mantiene por debajo del 2% del espacio interfragmentario; entre el 2-10%, la estabilidad relativa permite una consolidación secundaria; por encima del 10%, el hueso no puede consolidarse y la fractura EMC- Aparato locomotor
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∆I
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Figura 23. Estabilidad del foco de fractura y consolidación. Según Perren [74] ; l/l 0 describe la estabilidad del montaje. Menos del 2%: estabilidad absoluta; entre el 2-10%: estabilidad relativa; más del 10%: riesgo de seudoartrosis.
evoluciona hacia la seudoartrosis [74] (Fig. 23). La estabilidad absoluta conduce a una consolidación excelente en las fracturas simples con un espacio interfragmentario de menos de 2 mm. En una situación de intensa carga perifracturaria como, por ejemplo, una fractura diafisaria de un hueso largo, la estabilidad es fundamental y se prefieren los tornillos de compresión y una placa. El callo es básicamente cortical. Un montaje estable debe permitir la transferencia de las cargas mecánicas al hueso. El material debe soportar sólo una peque˜na parte de las cargas, de modo que la osteosíntesis esté protegida por el propio hueso. Ésta es la base de la ense˜nanza de la AO. La consolidación ósea se produce per primam al favorecer la formación del callo cortical. El montaje induce la estabilidad gracias a las fuerzas de fricción entre el hueso y la placa. La fijación correcta de los tornillos es fundamental para aumentar dicha fricción y favorecer las fuerzas de compresión. Además, la estabilidad del foco puede depender de la colocación inicial de un tornillo de compresión. Sea cual sea el tipo de la placa, su longitud y su grosor, así como la distancia entre los tornillos más cercanos a la fractura, mejoran la estabilidad. En lo que se refiere a la posición de los tornillos, Ellis et al [75] han demostrado que los tornillos más cercanos al foco reciben más cargas (Fig. 24). Las cargas disminuyen luego de forma progresiva para alcanzar un piso después del séptimo orificio, sea cual sea el número de tornillos y su distribución; se distribuye preferentemente a lo largo de la placa y de forma no agrupada [76] . No es necesario colocar un tornillo en todos los orificios. Según Field et al [77] , la rigidez del montaje disminuye poco si se suprime hasta el 40% de su número. En las fracturas conminutas es preferible una estabilidad relativa porque permite micromovimientos que favorecen la formación de un callo perióstico (clavo intramedular bloqueado, placa puente, fijador externo). En cambio, un sistema demasiado rígido con grandes espacios interfragmentarios puede inducir un retraso de consolidación si la reducción es incompleta [78] . La estabilidad del montaje depende entonces del tipo de osteosíntesis, pero también puede mejorarse con una férula o un yeso con el fin de inmovilizar las articulaciones adyacentes. En todos los casos, la elección final depende de la necesidad de obtener estabilidad o de que prevalezca la conservación de la vascularización por los tejidos blandos y del hematoma para la consolidación biológica. Osteosíntesis estática/dinámica
La fijación estática puede definirse como la conservación de la rigidez del montaje desde el principio hasta el final del tratamiento. Las placas hacen posible un montaje estático, ya sea de estabilidad absoluta o relativa. El clavo permite un montaje estático o dinámico según la situación. Según los autores, el bloqueo no es necesario en todos los montajes. Permite controlar las cargas en torsión y en compresión. Además de la posibilidad de no efectuar un bloqueo distal en algunas fracturas simples, los orificios oblongos facilitan un bloqueo dinámico al permitir la impactación del foco de la fractura (Fig. 25). Una reducción imperfecta durante la intervención, con la persistencia de un espacio interfragmentario, más aún en la medida en que el uso de mesas ortopédicas facilita la tracción, puede mejorarse con la reanudación del apoyo. Sin embargo, se dispone de artificios y dispositivos
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Figura 24. Cargas recibidas por los tornillos en función de su alejamiento del foco de fractura y de la distribución sobre la placa con un espacio interfragmentario en distintos tipos de montajes (según Ellis [75] ).
3500 2, 3, 4, 5
7, 8, 9, 10
2, 6, 9
3000 2500 a g r 2000 a c o r c 1500 i M
1000 500 0
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Orificio de tornillo/foco
de consolidación ósea. Existen métodos alternativos o complementarios. Además de los tratamientos que modifican la biología de la consolidación (proteína morfogenética ósea, plasma rico en plaquetas, etc.), sólo se tratarán las técnicas recientes invasivas, cuyos mecanismos de acción todavía no están bien definidos.
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Ondas de choque
A
B
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Figura 25. Fijación distal de un clavo intramedular. A. Estática. B. Dinámica. Colocación peroperatoria del tornillo de bloqueo bicortical. C. Tras reanudación del apoyo y compresión del foco (1).
específicos para la compresión durante la cirugía. Según Hahn et al [79] , la ausencia de bloqueo puede representar unazona de debilidad del clavo. Bucholz et al recomendabanuna distancia de 5 cm entre la fractura y el bloqueo [80] . Este riesgo ha disminuido con los nuevos dise˜nos de los clavos y, en realidad, hay pocas referencias a esta complicación en las series recientes, en las que las rupturas de un clavo suelen ser consecutivas a la falta de consolidación. Esta posibilidad de impactación del foco después de la cirugía debe distinguirse de la dinamización por ablación de uno o más tornillos de bloqueo. Esta técnica se ha propuesto sobre todo en caso de retraso de consolidación después de 3 meses. Los resultados son variables [81] . Tigani et al se˜nalan un aumento del índice de seudoartrosis cuando se retira el bloqueo tras la aparición de un callo enla radiografía [82] , pero no hay consenso sobre el tiempo necesario antes de la dinamización y sus indicaciones.
Otros tratamientos adyuvantes y vías de investigación [83] : implicaciones mecánicas y biológicas
La fijación mecánica de las fracturas puede conducir a fracasos, sobre todo en términos de retraso
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El tratamiento de las fracturas por ondas de choque no se usa en la práctica corriente. Difundido para el tratamiento de las litiasis, en estudios recientes se se˜nalan buenos resultados. Aunque los mecanismos de acción no se conocen bien, Hsu et al comunican un índice de consolidación superior al de un grupo de control de conejos en el tratamiento de fracturas recientes [84] . En el ser humano, el método se evaluó para el tratamiento del retraso de consolidación. Wang et al han aplicado un protocolo definido en función de la localización (6.000 impulsos de 28 kV para el fémur y la tibia, 3.000 impulsos de 28 kV para el húmero y 2.000 impulsos de 24 kV para el radio y el cúbito) [85] . Encontraron un índice del 80% de consolidación a 12meses y compararon estos resultados con los resultados quirúrgicos sin sus riesgos, a pesar de la ausencia de grupo de control. El uso de ondas de choque como adyuvante también produce resultados alentadores, con índices de consolidación significativamente superiores en un estudio aleatorizado de pacientes con un solo traumatismo del miembro inferior tratados con placa, asociada o no a ondas de choque [86] .
Ondas electromagnéticas o campos electromagnéticos pulsados El estudio de la electricidad ósea se remonta a Paracelso en el siglo XV, pero el estudio científico actual fue realizado en la década de 1950 por Fukada, quien precisó la influencia sobre el crecimiento óseo. En esta técnica se usa una corriente eléctrica con la finalidad de generar un campo magnético. En un metaanálisis de estudios aleatorizados, Mollon et al revelan la ausencia de pruebas a favor de un efecto significativo sobre el tratamiento de las seudoartrosis y retraso de consolidación [87] . La técnica fue ampliamente difundida con una publicidad «agresiva», pero carece de estudios con un nivel de prueba elevado y de bastante potencia como para sostener su utilidad en términos funcionales o de reducción del dolor, según lo precisado por Griffin [88] .
Ultrasonidos pulsados Los ultrasonidos pulsados (ultrasonografía pulsada de baja intensidad [LIPUS]) se aplican según un protocolo EMC - Aparato locomotor
Biomecánica delhueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de lasfracturas
definido, aunque variable en función del laboratorio. Puede consistir en un tratamiento diario de 20 minutos al día con impulsos de una frecuencia de 1,5 MHz, cada uno de 200 s y una intensidad de 30 mW/cm2 . En un metaanálisis, que agrupa sobre todo ensayos en doble ciego, Busse et al se˜nalan un acortamiento en alrededor de un tercio de la duración de consolidación, en comparación con los grupos control [89] . Esta técnica se acepta como un recurso más del arsenal terapéutico para los retrasos de consolidación y las seudoartrosis, aunque faltan por determinar las modalidades de un uso óptimo (inicio del tratamiento, intensidad y frecuencias óptimas).
Conclusión
El tejido óseo, estructura anatómica, está sometido a grandes cargas mecánicas en condiciones fisiológicas. Tiene cualidades de adaptación y remodelación pero, por encima de algunas cargas, las deformaciones producen fracturas o microfisuras por fatiga. El tratamiento de las fracturas necesita un enfoque del hueso en sus diversas dimensiones. Es necesario conocer el proceso de consolidación en el aspecto biológico y como complemento de los conceptos de biomecánica. La indicación de un tratamiento quirúrgico y la elección del material para la fijación es una decisión basada en estos conocimientos, en el paciente y en la relación entre los beneficios esperados y los riesgos. El dominio de este proceso de decisión es una de las claves de la recuperación, lo más precozmente posible, de la autonomía después de un traumatismo.
“ Puntos esenciales
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N. Reina (
[email protected]). J.M. Laffosse. Service de chirurgie orthopédique et traumatologique, Institut locomoteur, Hôpital Pierre Paul Riquet, Purpan, 31300 Toulouse, France. Cualquier referencia a este artículo debe incluir la mención del artículo: Reina N, Laffosse JM. Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas. EMC - Aparato locomotor 2014;47(3):1-18 [Artículo E – 14-630].
Disponibles en www.em-consulte.com/es Algoritmos
EMC- Aparato locomotor
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Caso clinico
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