ES2261198T3 - Dispositivo protesico para articulaciones humanas, en particular la articulacion del tobillo. - Google Patents
Dispositivo protesico para articulaciones humanas, en particular la articulacion del tobillo.Info
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Abstract
Dispositivo (1) protésico para articulación del tobillo para segmentos de articulación que comprende: - un primer componente (2) que tiene una primera superficie de apoyo articular (5), el primer componente (2) estando vinculado sobre un primer segmento de hueso tibial (11); - un segundo componente (3) que tiene una segunda superficie de apoyo articular (6) opuesta a la primera superficie de apoyo (5) del primer componente (2), el segundo componente (3) estando vinculado sobre un segundo segmento de hueso talar (20); y - un tercer componente (4) intercalado entre el primero (2) y el segundo componente (3), que tiene dos superficies de apoyo, tercera y cuarta, articular (7 y 8) cuyas formas individuales son substancialmente complementarias a dichas primera y segunda superficie articular (5 y 6) del primer (2) y del segundo (3) componente, dichas dos superficies de apoyo, tercera y cuarta, articular (7 y 8) pudiéndose deslizar libremente y estando vinculadas individualmente de modo no cautivo; caracterizado por el hecho que: - ni la primera superficie de apoyo articular (5), ni la segunda superficie de apoyo articular (6) tienen exacta o aproximadamente formas correspondientes a dichos segmentos de articulación; - las superficies de apoyo articular, primera y tercera (5 y 7) y segunda y cuarta (6 y 8) estando configuradas recíprocamente complementarias para permitir reproducir el eje de rotación no fijo de la articulación, manteniendo al mismo tiempo total congruencia, dichas dos superficies, tercera y cuarta, de apoyo articular (7 y 8) siendo deslizables libremente, e individualmente no siendo cautivas ni en un plano sagital y tampoco en un plano frontal ortogonal al plano sagital.
Description
Dispositivo protésico para articulaciones
humanas, en particular para la articulación del tobillo.
La presente invención se refiere a una prótesis
total para la articulación del tobillo humano y a métodos para el
diseño de las formas y tamaños específicos del sujeto de los
respectivos componentes, en particular para una prótesis de tres
componentes con un menisco para la completa congruencia de las
partes en todas las posiciones de la articulación del tobillo
humano.
En reemplazos totales del tobillo, las
superficies articulares deterioradas se quitan y se suplen por una
articulación artificial denominada prótesis. Los objetivos son a)
aliviar el dolor, b) restablecer la movilidad original, c)
restablecer la estabilidad original de la articulación.
El diseño de suplir articulaciones humanas debe
enfrentar el siguiente y tradicional dilema. En una articulación
sometida a cargas multidireccionales como el tobillo, un tipo de
prótesis no vinculado o semivinculado que permita la necesaria
movilidad axial y transversal así como también de extensión/flexión
exige un contacto incongruente, que, de todos modos conduce a una
inadecuada capacidad de carga. Por el contrario, un tipo congruente
de prótesis produce fuerzas de vinculación no deseadas que
sobrecargan el sistema de fijación. Para resolver este dilema, en
algunos casos se podría adoptar el uso de un elemento de cojinete
(menisco) flotante. Las prótesis de menisco preven una completa
congruencia por toda la gama de posiciones de la articulación con
componentes apenas vinculados para permitir que los tejidos blandos
sigan controlando el movimiento fisiológico de la articulación. Sin
embargo, se pueden prever posibles problemas relacionados con el
riesgo de subluxación y/o dislocación. Ello depende respectivamente
del grado de estabilidad de la articulación contra la dislocación y
del grado de atrape del elemento de menisco situado entre los
componentes fijados al hueso.
El dolor al tobillo resistente a la terapia y
las desventajas de la artrodesis del tobillo (es decir fusión de las
dos superficies dañadas) han conducido, desde los primeros años de
la década del Setenta, al desarrollo de numerosas prótesis para la
articulación del tobillo. Después de haber obtenido los primeros
resultados alentadores, la artroplastia del tobillo adquirió una
mala reputación sobre la base de muchos estudios de control
clínicos-radiográficos de largo plazo. Los
frecuentes fracasos de los implantes precedentes han sido
relacionados principalmente al inadecuado restablecimiento de la
estabilidad y movilidad original del conjunto del tobillo, provocado
por el pobre conocimiento del papel de guía/estabilización que
juegan los ligamentos implicados. La respectiva contribución de las
estructuras ligamentosas y superficies articulares de la
articulación en su estabilidad pasiva y activa, en efecto, todavía
no se ha comprendido en su totalidad.
Desde los primeros años de la década del
Setenta, las desventajas de artrodesis de tobillo ha dado motivo
para la realización de numerosos proyectos de artroplastia del
tobillo. Todos los proyectos ideados por los pioneros
(1970-1979) estaban caracterizados por prótesis de
dos componentes, posteriormente clasificados como vinculados,
semivinculados y no vinculados. Los proyectos de dos componentes
también se han catalogado como incongruentes (troclear, biesférico,
cóncavo-convexo, convexo-convexo) y
congruentes (esférico, esferoidal, cónico, cilíndrico, cilíndrico
corredizo), en función de la forma de las dos superficies
articulares. El primer tipo permite un mejor restablecimiento del
normal movimiento de la articulación pero brinda una pobre
resistencia al desgaste y deformación debido a las grandes
solicitaciones locales como consecuencia de las pequeñas áreas de
contacto y, por ende, de la pobre estabilidad intrínseca. De los
proyectos congruentes, en cambio, se espera que brinden una mejor
prestación en términos de resistencia al desgaste y deformación
superficial debido a una mejor distribución de la presión, pero
también se espera un inadecuado restablecimiento de la
característica de rotación sobre tres planos y de deslizamiento
articular. También los diseños cilíndricos o cónicos pueden brindar
alta estabilidad puesto que las superficies son obligadas a la total
conformidad bajo carga, restringiendo el movimiento a un solo
plano.
No obstante la multitud de concepciones, hasta
el día de la fecha todavía no se tienen diseños de artroplastia
total del tobillo con resultados clínicos comparables a los logrados
mediante artrodesis y a los obtenidos con el reemplazo total de
cadera y rodilla. La causa más frecuente de fracaso es la
movilización aséptica de los componentes tibiales y/o talares, sin
embargo las complicaciones también incluyen infección profunda,
dehiscencia de la herida quirúrgica, subluxación lateral y/o medial
de los meniscos flotantes, interferencia (impingement) lateral
talofibular de la articulación, hundimiento del componente talar. La
relación entre la causa del fracaso y la etiología de la enfermedad
degenerativa ha sido estudiada por muchos autores; estos últimos
brindando una amplia variedad de resultados.
Los motivos de los pobres resultados clínicos de
los anteriores diseños específicos son varios, tales como por
ejemplo excesiva resección del hueso y subluxación del menisco. Los
problemas comunes son inestabilidad antero-posterior
e inversión-eversión de los diseños no vinculados,
altas solicitaciones por contacto, altas fuerzas de vinculación de
los diseños vinculados que producen alta solicitación en la interfaz
entre el componente prostético y el hueso. Considerando los
diferentes tipos de prótesis, la incidencia más elevada del fracaso
se presenta en los diseños vinculados. Los diseños no vinculados con
superficies articulares no congruentes presentan resultados que son
apenas mejores. Sin embargo, para este tipo de reemplazo se ha
señalado un desgaste intrínsecamente pobre, escasa resistencia a la
deformación y escasa estabilidad.
Los diseños de prótesis más recientes, tal como
el publicado en el documento US 4.309.778 están caracterizados por
tener tres componentes y comprenden un menisco flotante, introducido
para permitir una total congruencia en las superficies articulares
en todas las posiciones de la articulación para así minimizar el
desgaste de los componentes enfrentando al mismo tiempo la
naturaleza multiaxial de la rotación del tobillo. Todos esos diseños
están caracterizados por una superficie plana y una curva para el
elemento intermedio flotante, para permitir la característica
rotación interna/externa en la articulación del tobillo. El menisco
flotante había sido introducido para permitir una libertad
controlada de movimiento con respecto al componente tibial,
permitiendo un movimiento controlado
antero-posterior así como también uno
medial-lateral (ver el documento
US-5.766.259), de manera tal de reducir el desgaste
de las superficies y la solicitación en la interfaz entre el hueso y
el componente tibial de la prótesis. Sin embargo, en el tobillo es
improbable que tenga lugar el movimiento lateral debido al alto
nivel de atrape del astrágalo dentro de la mortaja del tobillo en el
plano frontal. Asimismo, jamás se ha tratado de entender cuales
estructuras de articulación deberían permitir y controlar este
movimiento.
El objetivo más importante de la presente
invención, en efecto, es el de incluir las funciones de control y
limitación de los ligamentos en el diseño de la prótesis del tobillo
minimizando al mismo tiempo el desgaste.
Los límites de los precedentes diseños de tres
componentes están relacionados con la falta de atención puesta al
papel esencial de los ligamentos para restablecer el movimiento
cinemático fisiológico de la articulación. Se debería restablecer el
comportamiento original de relajación/tensado de los ligamentos para
permitir el movimiento de rotación/deslizamiento fisiológico de las
superficies articulares, según han descubierto recientemente los
inventores. Este comportamiento se puede restablecer sólo cuando las
formas de las superficies articulares protésicas y la geometría de
las estructuras ligamentosas retenidas son compatibles, es decir
las superficies articulares se mueven en contacto recíproco
manteniendo al mismo tiempo algunas fibras de ligamento a una
longitud constante. Todos los diseños anteriores de tres componentes
tenían la finalidad de reproducir, para el componente talar, el
mismo radio que el medido en los huesos intactos. La introducción de
un tercer componente y de una forma diferente para la superficie de
la mortaja del tobillo (de tipo plano), por el contrario, debería
haber llevado aparejado el abandono de los criterios anatómicos para
el diseño y debería haber conducido a una investigación más profunda
de la perfecta compatibilidad de todas las estructuras pasivas.
El diseño de una prótesis para la articulación
del tobillo debería tener como finalidad sea reproducir exactamente
la completa geometría anatómica original sea de las estructuras
ligamentosas como de las superficies articulares, sea restablecer la
función compatible original de los ligamentos y de las superficies
articulares introduciendo el componente flotante, independientemente
de las formas anatómicas originales de las superficies articulares.
En la primera opción, se debía restablecer la pequeña incongruencia
entre las superficies articulares tibial y talar y su falta podía
ser causa del fracaso de los diseños cilíndricos y esféricos. En la
última opción, en cambio, se debía dejar de lado todo intento de
imitar las formas anatómicas de las superficies articulares
características de huesos intactos. Se considera que la confusión
entre esas dos opciones (diseños de cojinete meniscal pero con
superficies articulares que se aproximan a las curvas configuradas
anatómicamente) debe ser el problema intrínseco de los diseños de
prótesis de tres componentes propuestos hasta este momento, lo cual
demuestra la importancia y originalidad de la presente invención.
Los diseños de cojinete meniscal de tres componentes de la técnica
conocida (US 5.766.259, STAR®) han reivindicado haber simulado las
superficies originales de la articulación del tobillo para permitir
un adecuado movimiento de sus partes. Nosotros creemos, por el
contrario, que cuando en la articulación se introduce un tercer
componente, no presente en la articulación natural, y cuando la
forma natural cóncava de la mortaja del tobillo se reemplaza con una
superficie plana, la única finalidad del diseño de las superficies
articulares debería ser la de restablecer las funciones originales,
independientemente de la anatomía original de los huesos.
Además, todas las concepciones anteriores de
diseños de prótesis de tres componentes (ver los documentos US
4.470.158, US 4.755.185, US 5.766.259, US 5.824.106, STAR®) permiten
efectivamente la rotación interna/externa (alrededor del eje
longitudinal de la tibia) en la interfaz entre el menisco flotante y
el componente tibial, pero no permiten el restablecimiento de la
abducción/aducción (alrededor del eje anatómico
antero-posterior), como sucede en el complejo
intacto del tobillo humano (articulaciones subtalares y del tobillo)
a suplir. Los problemas intrínsecos en esas concepciones también se
refieren a la escasa estabilidad prevista en el plano transversal
debido a la interfaz planar-planar entre dos de los
componentes, y finalmente a los pequeños y sobresalientes elementos
de vinculación usados en las precedentes concepciones para guiar el
núcleo de menisco (pernos, incisiones y ranuras, en los documentos
US 5.824.106 y US 4.755.185).
El objetivo propuesto de restablecer las
funciones fisiológicas de los ligamentos durante el movimiento de la
articulación reemplazada y de resistencia a lesiones ha sido
presentado sólo para una magnitud reducida en las precedentes
concepciones de reemplazo del tobillo. Uno de los principales
elementos innovadores de la presente invención es su original
introducción del papel de los ligamentos en el control y restricción
del movimiento del complejo articulación del tobillo.
La presente solicitud es una mejora de una
precedente solicitud de patente de invención (US 4.085.466)
concebida para la articulación de la rodilla humana y aquí
desarrollada para la articulación del tobillo.
Para restablecer el comportamiento natural de
soportar la carga articular, una prótesis de articulación humana
ideal debería reproducir el tipo de movimiento fisiológico y el
comportamiento original de relajación/tensado de los ligamentos.
Estudios precedentes llevados a cabo por los presentes autores sobre
articulaciones intactas de tobillos de cadáveres (Leardini, A. y
O'Connor, J.J. y Catani, F. y Giannini, S., "Kinematics of the
human ankle complex in passive flexión - a single degree of freedom
system" (en castellano, cinemática del complejo del tobillo
humano en flexión pasiva - un sistema con un único grado de
libertad), J. Biomechanics 1999, 32(2):
111-118. Leardini, A. y O'Connor, J.J. y Catani, F.
y Giannini, S. "A geometric model for the human ankle joint"
(en castellano, Modelo geométrico para la articulación del tobillo
humano), J. Biomechanics 1999, 32,(6)) parecen ser cualitativamente
similares con lo que ya ha sido observado en la articulación de la
rodilla. El tipo de movimiento es complejo, ya que incluye
deslizamiento y al mismo tiempo rotación entre las superficies
articulares.
El eje de rotación cambia, y en cualquier
posición depende tanto de la geometría de las superficies
articulares como de la dirección y magnitud de las fuerzas de
tracción ejercidas en los correspondientes músculos y ligamentos. Se
ha demostrado que bajo condiciones pasivas, las superficies
articulares y los ligamentos describen un único recorrido para la
posición del eje de rotación. Los cambios de posición del eje de
rotación sugieren que el concepto tipo bisagra para la articulación
del tobillo es una excesiva simplificación y no refleja el real
comportamiento cinemático del movimiento. Además, varios estudios
han descrito un comportamiento de rotación más isométrico para los
ligamentos calcáneofibulares y tibiocalcaneales comparándolos con
los demás (Colville, M.R. y Marder, R.A. y Boyle, J.J. y Zarins, B.,
"Strain measurement in lateral ankle ligaments" (en castellano,
medidas de deformación en ligamentos laterales del tobillo), Am J.
Sports Med 1990, 18(2), 196-200; Bruns, J. y
Rehder, U., "Ligament kinematics of the ankle joint" (en
castellano, Cinemática de los ligamentos de la articulación del
tobillo), Zeitschrift fur Orthopadie und Ihre Grenzgebiete 1993,
131(4), 363-369). Asimismo, unos estudios
algo más recientes indican un desplazamiento anterior del área de
contacto a la mortaja del tobillo durante la dorsiflexion (Kitaoka,
H.B. y Kura, H. y Luo Z.P. y An, K.N., "Contact features of the
ankle joint" (en castellano, Características del contacto de la
articulación del tobillo), Proceedings of 42nd Annual Meeting of
Orthopaedic Research Society, Atlanta (Georgia),
19-22 de Febrero de 1996, 396). En conclusión, se ha
demostrado que a) la fibra más anterior de los ligamentos
calcáneofibulares y tibiocalcaneales controlan y guían el movimiento
del tobillo en su recorrido pasivo predefinido y preferencial,
mientras que las otras fibras ligamentosas limitan pero no guían el
movimiento; b) el eje de rotación se mueve hacia delante y hacia
arriba durante la dorsiflexión; c) el área de contacto se mueve
hacia delante sobre la mortaja del tobillo durante la dorsiflexión.
Por consiguiente, al igual que para la rodilla, la relajación y el
tensado de los ligamentos del tobillo se pueden explicar en términos
de sus posiciones instantáneas con respecto al movimiento del eje de
rotación. Estudios realizados por los autores han demostrado
recientemente este comportamiento de movimiento así como también la
estrecha relación entre la geometría de los ligamentos y las formas
de las superficies articulares del tobillo.
Esas observaciones implican que las superficies
articulares de los segmentos óseos en contacto deben satisfacer el
requisito de que se puedan mover de manera pasiva en contacto
recíproco manteniendo las fibras dentro de los ligamentos
calcáneofibulares y tibiocalcaneales a una longitud constante. Para
el reemplazo de articulaciones del tobillo, se sugiere que las
formas de las superficies articulares de los componentes de prótesis
sean compatibles con la geometría de las estructuras ligamentosas
retenidas. En otros términos, las superficies articulares y los
ligamentos trabajan en forma conjunta para permitir y controlar el
movimiento de la articulación: las superficies articulares pueden
deslizarse y rotar sobre sí mismas y los ligamentos pueden girar
alrededor de sus orígenes e inserciones sobre los huesos sin
resistencia y, por ende, sin deformaciones de los tejidos (muesca
superficial o estiramiento de los ligamentos). La rotación
isométrica de los dos ligamentos también define la posición del eje
alrededor del cual se produce la dorsi/plantarflexion. En la
rotación pasiva, el movimiento del segmento astrágalo/calcáneo, por
lo tanto, es vinculado, pero no cilíndrico con un eje de rotación
fijo. Tanto la concepción existente de prótesis cilíndrica vinculada
como aquella de rótula esférica no vinculada, por lo tanto, no
restablecen apropiadamente el natural comportamiento cinemático de
la articulación intacta del tobillo.
Conociendo la geometría de los dos ligamentos
isométricos y dada una forma de la superficie articular, se puede
deducir la forma de la superficie complementaria del otro segmento
articular para que sea compatible con la isometría de los
ligamentos: para impedir la interpenetración o separación de los dos
huesos, en el punto de contacto sobre la superficie complementaria
la línea normal debe pasar por el eje de rotación del respectivo
movimiento.
Se podría idear tanto una prótesis de dos
componentes con superficies articulares configuradas anatómicamente
y, por ende, apenas no congruentes en el plano sagital, como una
prótesis de tres componentes con congruencia total. Sin embargo, en
la primera opción se puede prever una mayor velocidad de desgaste
por mayor solicitación por contacto debido al acoplamiento no
perfecto de los dos componentes. Asimismo, debido a la necesidad de
lograr una compatibilidad general superficie/ligamento en la
articulación reemplazada, la precisión exigida para implantar dos
componentes se vuelve muy crítica para obtener un buen resultado
general del implante y el riesgo de un emplazamiento erróneo puede
ser elevado.
Sin embargo, observaciones experimentales
también pueden sugerir la prótesis de tres componentes para el
reemplazo de la articulación del tobillo. Un componente de cojinete
meniscal intermedio podría brindar una gran área de contacto por
toda la gama de dorsi-plantarflexión y también para
el restablecimiento de la movilidad original en términos de
movimiento de deslizamiento y rotación al igual que la articulación
intacta. La prótesis, por lo tanto, consiste de un componente tibial
y uno talar, junto con un componente de cojinete meniscal intermedio
en polietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE) a intercalar
entre los primeros dos, con las superficies de articulación
totalmente congruentes a las de las superficies de los componentes
fijados a los huesos. El espesor del componente de cojinete meniscal
se puede seleccionar para que sea el más apropiado para restablecer
el comportamiento original de tensado de los ligamentos: meniscos
más espesos o más delgados podrían determinar, respectivamente,
rigidez o laxitud de la articulación. Como en la articulación
intacta, las superficies articulares no vinculan el movimiento
relativo de los segmentos óseos sino que simplemente le permiten al
componente de cojinete meniscal no vinculado realizar el movimiento
mandado por el mecanismo ligamentoso. La concepción de cojinete
meniscal de tres componentes también presenta la ventaja que se
puede adaptar en caso de errores de técnica quirúrgica que impliquen
el emplazamiento erróneo de los componentes protésicos.
Finalmente, se ha observado que cuando se
realiza el reemplazo total del tobillo, frecuentemente se ve
afectado también el complejo de la articulación subtalar. El
reemplazo total del tobillo ciertamente no tiene que soportar una
articulación (talocrural) del tobillo afectado y, muchas veces,
además una articulación subtalar afectada (talocalcaneal) y, por lo
tanto, se debería tratar de restablecer la función de ambas
articulaciones.
La presente invención proporciona un dispositivo
de articulación protésica de tres componentes, que incluye un primer
componente con una superficie de apoyo articular que generalmente es
curva de manera convexa, un segundo componente con una superficie de
apoyo articular que generalmente es curva de manera convexa en el
plano sagital y curva de manera cóncava en el plano frontal, y un
tercer componente que tiene dos superficies de apoyo articular en
disposición espalda contra espalda y con formas individuales que
substancialmente son complementarias a las superficies articulares
de dicho primer y segundo componente. Cuando se usa la presente
invención en una endoprótesis para la articulación de tobillo, el
primer y el segundo componente se deben fijar, respectivamente, a la
tibia y al astrágalo con las superficies articulares de esos
componentes en disposición recíprocamente opuesta, y el tercer
componente se debe colocar en el medio de manera de actuar como un
componente meniscal con sus superficies de apoyo articular
correspondientemente en contacto con las de los susodichos
componentes.
Las características técnicas de la presente
invención según los objetivos mencionados con anterioridad, se
pueden deducir claramente a partir del contenido de las
reivindicaciones enunciadas más adelante y sus ventajas se podrán
aún más de manifiesto en la descripción detallada que sigue, hecha
con referencia a los dibujos anexos, los cuales exhiben una
realización provista a título puramente ejemplificador y no
limitativo, en los cuales:
- las figuras 1 y 2 son, respectivamente, una
vista de conjunto en el plano sagital (dirección anterior de la
prótesis del lado derecho) y en el plano frontal de un dispositivo
protésico según la presente invención;
- las figuras 3a, 3b y 3c muestran
esquemáticamente el mecanismo del movimiento relativo previsto entre
los componentes protésicos mientras son guiados por las fibras
ligamentosas en una articulación implantada en las tres posiciones
características: flexión plantar máxima, neutra y dorsiflexion
máxima, respectivamente;
- las figuras 4a, 4b y 4c son representaciones
generales del dispositivo protésico cuando está implantado en la
articulación entre la canilla y el pie, que muestran
esquemáticamente su movimiento cinemático característico;
- las figuras 5a y 5b muestran la denominada
"gap-gauges" (calibradores), elementos
especiales empleados para efectuar los métodos de implantación del
dispositivo protésico en los huesos por una serie de medidas y
cortes;
- las figuras de 6a a 6h son representaciones
esquemáticas de las principales etapas de un método para implantar
el dispositivo protésico.
Con referencia a las figuras 1 y 2, la
referencia numérica 1 indica, en su conjunto, un dispositivo
protésico para tobillo que incluye tres componentes: un primer
componente tibial distal (2), hecho de metal; un segundo componente
talar proximal (3) con cúpula metálica, y un tercer componente (4)
intercalado entre los primeros dos componentes (2 y 3) y realizado
mediante un cojinete meniscal de plástico o UHMWPE (del inglés,
Ultra High Molecular Weight PoliEtilene), que está provisto de
superficies de apoyo (7 y 8) totalmente congruentes con las
correspondientes superficie metálicas articulares (5 y 6) opuestas
del componente tibial (2) y del componente talar (3).
Para ser compatible con la rotación isométrica
de las fibras de ligamentos anatómicas (9 y 10) (figura 3), las
superficies tibial y talar (5 y 6) pueden ser de cualquier forma,
pero cuando la forma de una superficie articular (5) está dada, la
forma de la superficie complementaria (6) del otro componente se
deduce de conformidad.
Para minimizar la resección del hueso del
astrágalo (20), el componente talar (3) debería ser convexo en el
plano sagital. Se ha encontrado que las formas curvas, convexas,
multicéntricas y multirradiales de la superficie articular (6) del
componente talar (3) pueden ser formas planas, cóncavas o convexas
compatibles de la superficie articular (5) del componente tibial
(2).
La selección de una forma esférica convexa con
radio (21) para la superficie articular (5) del componente tibial
(2) (tal como se puede ver claramente en las figuras 1 y 2) se
realizó debido al mejor grado de atrape
antero-posterior y medial-lateral
del elemento de menisco (4) con el menor riesgo asociado de
subluxación y dislocación. Ello también permite el movimiento de
abducción/aducción en el plano frontal así como también la rotación
interna/externa.
De este modo, dado un arco circular convexo en
el plano sagital de la superficie articular (5) del componente
tibial (2), junto con la geometría de las dos fibras de ligamentos
(9 y 10) se deduce una serie de puntos de contacto, para la óptima
cúpula de la superficie articular (6) del componente talar (3). Para
la conformidad total de las superficies de articulación (6 y 8)
entre los componentes talar (3) y de cojinete meniscal (4), se
adopta un arco circular que mejor se aproxima a esos puntos. Los
mejores valores para el radio (23) de la superficie articular
configurada tipo cúpula (6) del componente talar (3) en el plano
sagital son considerablemente más grandes que los de las precedentes
concepciones de tres componentes, que en efecto estaban orientadas a
imitar las formas anatómicas normales de la tróclea talar
reemplazando la mortaja tibial cóncava con un componente plano.
Se ha hallado que sólo con un radio de arco (23)
mucho más amplio para el componente talar (3), la superficie talar
puede tener el comportamiento característico de deslizamiento y
rotación durante la flexión del tobillo, que implica un
significativo desplazamiento antero-posterior del
cojinete meniscal (4) tanto con respecto al componente tibial (2)
como al componente talar (3) (figuras 3a, 3b y 3c).
Por consiguiente, se satisfacen ambos criterios
correspondientes al restablecimiento del comportamiento cinemático
original y a la minimización del riesgo de dislocación del cojinete
meniscal (4). Las figuras 3a, 3b y 3c y 4a, 4b y 4c muestran
esquemáticamente, con diferentes escalas dimensionales, en el plano
sagital de la tibia (11), la cinemática del tobillo una vez que ha
sido reemplazado por una prótesis realizada con el dispositivo (1)
según la presente invención.
Durante la flexión, el componente talar (3) se
desliza en el plano sagital sobre el cojinete meniscal (4), que al
mismo tiempo gira alrededor del centro de curvatura del arco del
componente tibial (2). Esta rotación implica una traslación
antero-posterior del componente meniscal (4) a lo
largo del componente tibial (2). Con el movimiento vinculado de la
articulación del tobillo por este tipo de mecanismo, la elongación
estimada de las dos fibras de ligamento (9 y 10) es menor que 0,2%
de su longitud en reposo. Por ende, el diseño permite el
restablecimiento del comportamiento original de relajación/tensado
de los ligamentos y también la existencia de grandes áreas de
contacto durante todo el radio de acción de la flexión. Cuando las
dos fibras de ligamento (9 y 10) son obligadas a girar de manera
isométrica alrededor de sus puntos de origen sobre el segmento
tibia/fíbula (11), el punto (27) (figura 3) en el cual se cruzan las
direcciones de los dos ligamentos es el eje instantáneo de rotación
de la articulación.
El componente tibial (2) se compone de una
superficie articular esférica muy pulida (5) (figuras 1 y 2) con dos
barras cilíndricas (12) recubiertas con un revestimiento poroso, las
cuales barras están situadas sobre la superficie superior (2a) y
están previstas para fijar el componente tibial (2) al hueso
subcondral de la tibia distal (11).
La superficie articular (5), la superficie
inferior del componente tibial (2), es un arco esférico convexo, con
un centro de curvatura (28) en el cuerpo tibial (figura 3b). La
superficie articular (6), la superficie superior del componente
talar (3), es un arco convexo en el plano sagital, con un centro de
curvatura (29) en el cuerpo talar. En la posición neutra de la
articulación del tobillo (figura 3b), la línea (26) que une los
centros (28 y 29) del arco tibial y talar (5 y 6) debe estar situada
en la misma posición antero-posterior del eje de
rotación instantáneo (27), en la intersección de las dos fibras de
ligamentos (9 y 10) isométricas (figura 3). Esta línea (26) está
situada, en el plano sagital, apenas adelante con respecto al eje
longitudinal (13) de la tibia (11) (figuras 1, 3b y 4b). Este
emplazamiento se debe al hecho que el eje de rotación de la
articulación se mueve en el plano sagital durante la
dorsi/plantarflexión, y en la posición neutra del tobillo está
situada apenas adelante del eje anatómico longitudinal de la tibia
(11).
El componente talar (3) se compone de un
caparazón metálico. La superficie superior (6), que se identifica
con la superficie articular antes mencionada, es parcialmente
anticlástica, teniendo dos curvaturas recíprocamente transversales,
en direcciones opuestas, como la superficie de una silla de montar.
La superficie superior (6) es una superficie de revolución, generada
por rotación de una curva generatriz alrededor de un eje fijo
medial-lateral, ortogonal al plano sagital de la
figura 1, es decir perteneciente al plano frontal de la figura
2.
El radio (23) de este arco en el plano sagital
(figura 1 y 3b), de todos modos, es distinto que el radio (21) del
componente tibial (2) en el mismo plano, y calculado de manera tal
de ser compatible con la rotación isométrica de las fibras (9 y 10)
de los ligamentos de guía. La curva generatriz es cóncava en el
plano frontal (figura 2), presentando un arco circular cóncavo, los
surcos (14), entre dos arcos circulares convexos (15). La superficie
superior - que coincide con la superficie articular (6)- por lo
tanto muestra un arco circular convexo en el plano sagital (figura
1), y tiene un surco cóncavo mirando en el plano frontal (figura
2).
Cuando la prótesis está en su posición neutra
(figura 3b), el arco (6) en el plano sagital es apenas más largo
posteriormente debido la mayor carrera del movimiento del tobillo en
plantarflexión (figura 4a) que en dorsiflexión (figura 4c), tanto en
la articulación natural como en la articulación suplida, que
constituye el objeto de la presente invención.
En la superficie inferior (25) - en contacto con
el astrágalo (20) - del componente talar (3), se han hecho tres
cortes (16, 17 y 18) para la fijación al hueso talar (20): un corte
talar superior (16), ortogonal al eje longitudinal (13) de la tibia
(11) cuando el tobillo está en su posición neutra, y cortes
achaflanados anterior (18) y posterior (17).
En esta superficie (25) con tres cortes (16, 17
y 18) se han hecho dos pernos cilíndricos (19a y 19b) como se exhibe
en las figuras para permitir una mejor fijación al hueso astrágalo
(20). Uno de los dos pernos (19a) está sobre la superficie
horizontal superior, que identifica el corte talar superior (16) y
está situado apenas hacia atrás y a la derecha. El segundo perno
(19b) está en el corte achaflanado anterior (18), del lado
izquierdo.
Ambos pernos (19a y 19b) están apenas inclinados
hacia atrás para facilitar la implantación del dispositivo protésico
talar (1) que normalmente se realiza con un acceso quirúrgico
anterior, cuando el tobillo está en la posición de máxima flexión
plantar (como aquella de la figura 4a).
Dados los arcos convexos en el plano sagital del
componente tibial (2) y del componente talar (3), el componente
meniscal flotante (4) situado entre los mismos componentes (2 y 3)
está configurado de manera tal de tener sus superficies superior (7)
e inferior (8) complementarias cóncavas, totalmente congruentes con
los correspondientes componentes tibial y talar (2 y 3) del
dispositivo (1) de la prótesis en todas las posiciones de la
articulación.
La forma esférica convexa del componente tibial
(2) permite un mejor grado de atrape
antero-posterior (figura 1) y
medial-lateral (figura 2) del elemento meniscal (4).
El grado general de atrape antero-posterior, en
efecto, es la suma de los atrapes tibial y talar asociados al
aumento del espesor del cojinete meniscal (4).
El atrape del componente de cojinete meniscal
(4) también está afectado por su longitud
antero-posterior, esta longitud siendo limitada
solamente por el riesgo de interferencia y superposición con
respecto a los componentes tibial y talar (2 y 3) en su carrera
antero-posterior durante la flexión del tobillo.
Debido a la mayor carrera fisiológica de la
flexión plantar que en la dorsiflexión y debido a la mayor
probabilidad de dislocación en la dirección anterior que en la
posterior, el componente de cojinete meniscal (4) puede ser más
largo posteriormente y, por ende, asimétrico con respecto a la línea
(26) de los centros (28 y 29) de los arcos tibial y talar (5 y
6).
La estabilidad de la articulación del tobillo en
el plano transversal, por lo tanto, se podría beneficiar también por
una doble forma cóncava de las superficies articulares (7 y 8) del
cojinete (4) meniscal. Esta concepción proporciona una mejor
resistencia a las traslaciones antero-posterior y
lateral-lateral que una interfaz plana
meniscal-tibial de la técnica conocida (STAR®,
Buechel-Pappas®, Albatros®, US 5.766.259).
En el plano frontal la conformidad total del
componente tibial (2) con el componente de cojinete meniscal (4)
está garantizada por una articulación del tipo rótula esférica. El
componente meniscal flotante (4) tiene una superficie superior
esférica y cóncava (7), complementaria a la superficie tibial
esférica convexa (5). La superficie inferior (8) del componente
meniscal (4) es totalmente conforme con los surcos (14 y 15) del
componente talar (3). Para la estabilidad
medial-lateral, tanto el componente talar como el
meniscal (4) (superficie articular inferior (8)) tienen un surco
poco profundo (14) en el plano frontal.
Las consecuencias de todas estas disposiciones
son que:
1) Ambas interfaces entre los componentes tibial
(2) y meniscal (4), y entre los componentes meniscal (4) y talar (3)
son capaces de realizar un movimiento relativo independiente en
virtud de la naturaleza complementaria de los dos pares de
superficies acopladas (5 y 7; 6 y 8). Más en particular, los
componentes tibial (2) y meniscal (4) están en condiciones de girar
recíprocamente alrededor de tres ejes ortogonales que pasan a través
del centro (28) del arco esférico (5) del componente tibial (2). La
capacidad que se deriva del hecho de poder realizar movimientos
relativos entre los componentes tibial (2) y talar (3) por
consiguiente es exhaustiva y puede incluir rodamiento, torsión,
deslizamiento y sus combinaciones, tales como los que tienen lugar
en el complejo natural de la articulación del tobillo.
2) Esas formas de las superficies de apoyo (5 y
6) de los componentes tibial (2) y talar (3) pueden reproducir el
natural comportamiento del movimiento relativo de los
correspondientes segmentos óseos no obstante las formas de las
superficies articulares tibial y talar no estén reproducidas con
exactitud. Por lo tanto, también las interacciones mecánicas entre
las formas de las superficies (5 y 7; 6 y 8) y las fuerzas en los
músculos y ligamentos circunstantes y en particular en las
respectivas fibras ligamentosas (9 y 10) que controlan la
estabilidad de la articulación, serán fisiológicas.
3) Todas las posiciones relativas de los
componentes después de haber sido implantados, bajo condiciones
pasivas, se logran como posiciones de mínima energía almacenada
compartida entre las estructuras ligamentosas de la articulación. La
forma de los tres componentes (2, 3 y 4) fue ideada para permitir su
movimiento relativo sin resistencia a través de deslizamiento
recíproco sin separación o interpenetración, mientras las fibras (9
y 10) de los ligamentos isométricos giran alrededor de sus orígenes
y puntos de inserción sin estiramiento o relajación. No se preve que
sea necesaria ninguna introducción de energía para desplazar la
articulación suplida a lo largo de este recorrido neutro pasivo
porque no es necesario que haya ninguna deformación del tejido.
4) En particular, para obtener esta serie de
posiciones de energía mínima entre los componentes tibial (2) y
talar (3), dado que el componente talar (3) es guiado por los
ligamentos para deslizarse hacia delante mientras gira hacia atrás
con respecto al componente tibial (2) durante la flexión plantar y
deslizarse hacia atrás mientras gira hacia delante durante la
dorsiflexión, el elemento meniscal flotante (4) debe deslizarse
hacia atrás sobre el componente tibial (2) durante la flexión
plantar y hacia delante durante la dorsiflexión.
5) La naturaleza complementaria de las
superficies acopladas de los tres componentes (2, 3 y 4) es tal que
se logra una distribución relativamente uniforme de la presión
superficial de baja magnitud en todas las posiciones articulares y,
por ende, en todas las posiciones relativas de esos componentes, de
suerte de preverse una baja velocidad de desgaste de los componentes
protésicos.
6) El componente meniscal (4) está atrapado
entre los componentes tibial (2) y talar (3) en virtud de las formas
cóncava y convexa complementarias a las superficies acopladas (5 y
7) de los componentes tibial (2) y meniscal (4) y de la forma
complementaria parcialmente anticlástica de las superficies
vinculadas (8 y 6) de los componentes meniscal (4) y talar (3).
7) La interfaz entre el componente tibial (2) y
el cojinete meniscal (4) es una articulación tipo rótula esférica,
que proporciona tres grados de movimiento rotacional. Un grado
adicional de libertad se obtiene en la interfaz entre el cojinete
meniscal (4) y el componente talar (3), cuando el primer componente
puede deslizarse de manera congruente sobre el último a lo largo de
los surcos (14 y 15) que se extienden a lo largo de la cúpula del
componente talar (3) sobre todo
antero-posteriormente. La dorsi/plantarflexión con
rodamiento acoplado anterior/posterior está permitida en la interfaz
cojinete meniscal (4) - componente talar (3). La rotación
interna/externa y la abducción/aducción están permitidas en la
interfaz esférica menisco (4) - tibial (2). A las traslaciones puras
en el plano transversal se opone una resistencia intrínseca.
8) La implantación de los dos componentes
fijados al hueso (2 y 3) se debe realizar con sumo cuidado. El
centro (28) del arco esférico inferior tibial (5) y el centro (29)
del arco superior talar (6) deben estar dispuestos sobre la misma
línea vertical (26) en el plano sagital y frontal (figuras 1, 2 y
3b). Asimismo, el tercer componente (4) debería ser seleccionado a
partir de una amplia gama de diferentes espesores para asegurar que
no haya ni indebida laxitud ni indebido estiramiento de las fibras
(9 y 10) de los ligamentos lo cual, contrariamente, podría
convertir, respectivamente, a las prótesis en inestables o
rígidas.
9) Se considera que todos los componentes,
tibial (2), talar (3) y cojinete meniscal (4), se tendrán que
realizar en una cantidad de dimensiones para que se puedan adaptar a
pacientes de distintos tamaños. La cantidad y dimensión de los
diferentes tamaños no constituye una limitación de la presente
invención. Debido a su importancia estratégica en restablecer la
función original de la articulación, también el componente de
cojinete meniscal (4) se debería realizar de diferentes espesores.
El paso entre diferentes espesores incluso puede ser muy chico pero,
de todos modos, debe ser lo suficientemente grande como para
permitir que los cirujanos puedan determinar diferencias de
estabilidad y movilidad articular durante la operación. Considerando
que estudios previos sobre prótesis de articulaciones humanas
ideadas según un criterio muy similar (Wear of congruent meniscal
bearings in unicompartmental knee arthroplasty (en castellano,
Desgaste de cojinetes meniscales congruentes en artroplastia
unicompartimental de la rodilla): a retrieval study of 16 specimens;
Psychoyios V, Crawford RW, O'Connor JJ, Murray DW; J Bone Joint Surg
Br 1998 Nov; 80(6):976-82) han demostrado que
la velocidad promedio de penetración del componente meniscal (4),
que incluía los efectos de desgaste en las superficies superior e
inferior, puede ser de sólo 0,01 mm por año, aquí se sugiere que el
mínimo espesor del tercer componente (4) puede ser incluso de unos
pocos milímetros.
El desarrollo de la presente invención a partir
de su concepción inicial ha demostrado que, si bien es posible una
gran variedad de formas potencialmente ventajosas dentro de un
alcance más general de la invención, las susodichas consecuencias
pueden deberse a superficies tibiales (5) convexas y talares (6)
parcialmente anticlásticas. Sin embargo, también se pueden deber a
una forma relativamente simple de la invención en la cual las
superficies talar (6) y meniscal (8) acopladas están configuradas en
parte de modo esférico o cilíndrico, y las superficies de apoyo
vinculadas (7 y 5) de los componentes meniscal (4) y tibial (2) son
planas. Incluso una prótesis de dos componentes podría estar en
condiciones de ayudar la articulación a reproducir el comportamiento
original de relajación/tensado de los ligamentos.
La importancia de esta aplicación general de la
invención se basa sobre una visión peculiar de la forma y función de
las estructuras pasivas de la articulación, siendo esos elementos
las superficies articulares (5, 7, 6, 8) y los ligamentos
adyacentes. Esta visión sostiene que, durante el movimiento pasivo
de la articulación, las superficies articulares (5, 7, 6, 8) sirven
para mantener las fibras (9 y 10) de los ligamentos a una longitud
constante y que los mismos ligamentos actúen de manera tal de
mantener esas superficies articulares en contacto. Las superficies
articulares (5, 7, 6, 8) sirven preponderantemente para transmitir
fuerzas de compresión, y los ligamentos y tendones musculares para
controlar y limitar los movimientos superficiales mientras los
mismos sirven a resistir y transmitir fuerzas de tracción. De esta
manera, hay interdependencia entre todos los elementos de una
articulación, y esta interdependencia es vital para la prestación
general de una articulación natural que tiene superficies
incongruentes que pueden proporcionar escasa estabilidad
intrínseca.
Las ventajas y novedad del dispositivo (1)
ilustrado, con respecto a las concepciones anteriores se pueden
enumerar de la siguiente manera:
- se puede simular con mucha exactitud el
comportamiento multiaxial del movimiento de la articulación natural
del tobillo (figura 4) sin una distorsión significativa del
mecanismo de control y estabilización, manteniendo al mismo tiempo
una distribución uniforme de la presión superficial en todo el
dispositivo (1) y a lo largo de toda la carrera articular. Debido a
la forma convexa del componente tibial (2) y a la necesaria
compatibilidad de las superficies articulares (5, 7; 6, 8) con las
rotaciones isométricas de los ligamentos (9 y 10), este movimiento
natural se logra con un arco de curvatura del componente talar (3)
notablemente diferente que aquel de la forma anatómica natural y,
por ende, de todas las concepciones de la técnica conocida.
- el dispositivo incluye superficies totalmente
conformes de los componentes tibial (2) - cojinete meniscal (4) y
cojinete meniscal (4) - talar (3) en las articulaciones en todas las
posiciones de la articulación, obtenidas por medio de un
deslizamiento antero-posterior del cojinete meniscal
(4) sobre ambos componentes durante la dorsi/plantarflexión guiado
por las estructuras ligamentosas del complejo articular;
- debido a que la congruencia total de los
cojinetes meniscales (4) ha demostrado una muy baja velocidad de
desgaste en otras prótesis de articulaciones humanas ideadas con el
mismo criterio, el espesor del cojinete meniscal (4) de polietileno
puede ser incluso muy pequeño, minimizando así el espesor general de
la prótesis y, por consiguiente, de la sección ósea a remover sea
con los cortes (16, 17, 18) sea con un corte en la tibia;
- una forma convexa del componente tibial (2)
mejora el nivel de atrape antero-posterior del
componente de cojinete meniscal (4), con niveles independientes y
cumulativos de atrape, inferior para el componente talar (3) y
superior para el componente tibial (2);
- el atrape medial-lateral del
cojinete meniscal (4) está garantizado también por el surco (14) que
se extiende por la cúpula del componente talar (3), impidiendo las
interfaces de limitación afiladas usadas en la técnica conocida para
impedir la dislocación y separación (entre nervaduras y ranuras en
STAR®; protuberancias y cortes en US 5.824.106, incluso un sistema
de ranuras con bridas que pueden ser interbloqueadas en US
4.755.185), que ciertamente conllevan un alto riesgo de
desgaste;
- a diferencia de todos los diseños anteriores
de tres componentes, el dispositivo (1) en objeto también permite
rotaciones de la articulación alrededor de un eje
antero-posterior que pasa por el centro de curvatura
(28) de la superficie articular (5) (figura 2), junto con rotaciones
alrededor del eje vertical (26) en la interfaz tibial (2) - cojinete
meniscal (4). Esto es sumamente importante si se considera que el
dispositivo debería brindar el movimiento característico de todo el
complejo del tobillo, comprendiendo tanto las articulaciones del
tobillo como del subtalar, ya que este último frecuentemente se ve
afectado cuando el primero está tan dañado como para exigir la
necesidad de reemplazar la articulación;
- a diferencia de todos los diseños anteriores
de dos componentes cilíndricos y rótula esférica el eje de rotación
(27) de la articulación no es fijo como lo impone la congruencia de
las superficies articulares, sino que puede moverse con respecto a
los huesos tibial (11) y talar (20) para ayudar la articulación a
realizar el comportamiento original guiado por la rotación
isométrica de ciertas fibras ligamentosas (9 y 10) (figuras 3a, 3b y
3c).
Para restablecer la compatibilidad original
entre las superficies articulares y los ligamentos en la
articulación del tobillo humano, no sólo los componentes protésicos
(2, 3 y 4) deberían ser concebidos según el criterio explicado
arriba, sino que deberían ser implantados en su posición definitiva
con gran cuidado y precisión.
Por lo tanto, los métodos y directivas para la
implantación forman parte de la presente invención, los cuales son
necesarios e integrantes del dispositivo (1) protésico.
De acuerdo con las figuras de 6a a 6h, el método
de implantación esencialmente incluye las etapas que se indican a
continuación.
a) Primero se realizan dos cortes
antero-posterior (61 y 62) en la parte distal de la
tibia (11) y en la parte proximal del astrágalo (20) (figura 6a). El
componente talar (3) debería cubrir el hueso del astrágalo (20) como
un caparazón, pero debería estar situado de manera de tener el
centro de curvatura (29) del arco circular superior (6) en la misma
posición antero-posterior del eje de rotación (27)
de la articulación cuando está en su posición neutra; esta posición
siendo determinada, como se ha indicado con anterioridad, por la
configuración sagital de los dos ligamentos (9 y 10) (figura
3b).
b) Por lo tanto, la óptima posición
antero-posterior del componente talar (3) debería
ser buscada con un procedimiento paso a paso usando un patrón talar
(65). Para que el cojinete meniscal (4) pueda deslizarse sobre ambos
componentes (2 y 3) guiados por la rotación isométrica de los dos
ligamentos (9 y 10), el espacio entre los dos componentes fijados al
hueso (2 y 3) debe ser constante para cualquier posición de la
articulación. Empezando desde una profundidad de prueba inicial,
pequeña, del bisel talar anterior (64), se introduce un patrón talar
de prueba (65) desde la parte anterior (figura 6b). El patrón talar
de prueba (65) tiene exactamente la misma forma tridimensional que
el componente talar final (3) excepto por la falta de todas sus
partes posteriores situadas inferiormente a la superficie (16), es
decir a la superficie de corte (62).
c) En esta posición momentánea, el espacio entre
el corte plano tibial (61) y el patrón talar (65) se mide en las
posiciones de máxima plantarflexión y de máxima dorsiflexión (figura
6c) (ver la diferencia correspondiente a líneas llenas y de trazos
así como también las homologas referencias numéricas, mostradas sin
y con apóstrofes), usando una serie de apropiados espesores
calibrados planos en su parte superior (figura 5a), en condiciones
de medir la distancia entre la base y la parte superior del espacio.
Estos espesores calibrados son varillas de plástico de
10-15 centímetros de longitud de diferentes
espesores (54) (de 1 a 15 mm, con un paso de 1 mm) que tienen una
sección constante con una forma plana en su parte superior (52) para
deslizarse sobre el corte plano tibial (61), y con una forma
inferior generalmente convexa (53) complementaria con la
correspondiente forma frontal del componente talar (3), es decir de
los surcos (14 y 15) (ver la figura 2). Con la serie de espesores
calibrados (51), el cirujano halla el espesor que mejor se adapta al
espacio existente entre el corte tibial (61) y el patrón talar (65),
sin excesivo tensado o excesiva relajación de los dos ligamentos (9
y 10). Si los espacios dorsi - plantar no son iguales, el cirujano
extrae el patrón talar (65), quita una mayor cantidad de hueso talar
anterior del bisel (64), vuelve a introducir el patrón (65), y lleva
a cabo nuevamente las dos medidas del espacio en dorsiflexión y
plantarflexión. Este método se repite hasta que los espacios en
dorsiflexión y plantarflexión sean iguales.
d) Después, y sólo después de ello, el patrón
talar (65) se puede utilizar para guiar el taladro para obtener los
orificios talares (66) para los pernos (19a y 19b), y para realizar
el bisel posterior (63) (figura 6d) para una mejor fijación del
componente talar (3) al hueso astrágalo (20). Luego se quita
definitivamente el patrón talar (65) y se reemplaza con el
componente talar (3) metálico final. Esta es la ubicación para el
componente que asegurará el restablecimiento de las condiciones
originales de apropiado tensado de las fibras ligamentosas (9 y
10).
e) Una vez implantado el componente talar (3),
su posición también determina unívocamente la ubicación
medio-lateral así como también la
antero-posterior del componente tibial (2) (figura
6e). Usando un elemento de guía (70) para la broca del taladro, con
una superficie inferior (67) que permite ser fijada en el surco
talar (14, 15), los dos orificios (50) de las barras cilíndricas
(12) del componente tibial (2) se taladran con una broca de taladro
cuya penetración en el hueso tibial se detiene a baja
profundidad.
f) Aquí se sugiere un procedimiento similar al
mostrado en la figura 6c (figura 6f) (ver la diferencia entre las
posiciones de la línea llena y de la línea de trazos, así como
también las homologas referencias numéricas, mostradas con y sin
apóstrofe) para preparar la correcta posición final
antero-posterior del componente tibial (2). Los dos
orificios (50) se realizan progresivamente más profundos por medio
de pequeños y sucesivos avances por pasos de la broca. Nuevamente,
para que el cojinete meniscal (4) se deslice sobre los dos
componentes fijados al hueso (2 y 3) guiados por la rotación
isométrica de los dos ligamentos (9 y 10), es necesario que el
espacio existente entre esos componentes (2 y 3) sea constante en
todas las posiciones de la articulación. Si durante la flexión el
espacio cambia, la articulación suplida puede ser rígida o elástica
en una posición de flexión. Empezando a partir de una profundidad de
prueba inicial, de todos modos pequeña, de los orificios (50) de la
tibia distal (2), el componente tibial de prueba (68) se introduce
desde la parte frontal hasta el fondo de los orificios. En esta
posición momentánea del componente tibial de prueba (68), el espacio
existente entre el componente tibial de prueba (68) y el componente
talar (3) se mide en ambas posiciones de máxima dorsiflexión y
máxima plantarflexión usando una serie diferente de espesores
calibrados (55) (figura 5b). Estos últimos son varillas plásticas
de 10-15 centímetros de longitud de diferentes
espesores (58) (de 1 a 15 mm, con un paso de 1 mm) con una sección
constante con una forma cóncava superior (56) con el mismo radio de
curvatura (21) que el arco tibial (5), y con una forma inferior
generalmente convexa (57), complementaria a la correspondiente forma
frontal del componente talar (3), es decir a los surcos (14 y 15) de
la figura 2. A partir de la serie de espesores calibrados (55), el
cirujano obtiene indicaciones para elegir el espesor que mejor se
adapta entre el componente talar (3) y tibial de prueba (68) sin
tensado o relajación de los dos ligamentos (9 y 10). El espesor
manifestado (58) del espesor calibrado seleccionado dará la medida
del espacio: esto se debería realizar tanto en la posición máxima de
dorsiflexión como en la posición máxima de plantarflexión (figura
6f). Empezando a partir de un errado emplazamiento anterior del
componente de prueba tibial (68), se preve que el espacio dorsal sea
menor que el espacio plantar. Luego, el cirujano debería quitar el
componente de prueba, hacer orificios (50) más profundos, introducir
nuevamente el componente de prueba, y llevar a cabo la medida del
espacio hasta que los espacios dorsal y plantar sean exactamente los
mismos. A medida que se hacen más profundos los orificios (50), se
espera que la diferencia sea cada vez menor. Cuando los espacios
dorsal y plantar son iguales y los orificios (50) han alcanzado su
exacta profundidad máxima, el componente tibial (2) final puede ser
implantado
definitivamente.
definitivamente.
g) Entonces, y sólo entonces, se puede quitar el
componente tibial de prueba (68) y reemplazarlo definitivamente con
el componente metálico final (2) (figura 6g). Esta es la ubicación
del componente que debería permitir el restablecimiento del
comportamiento original de apropiado tensado de los ligamentos (9 y
10). Una vez implantados los componentes finales tibial y talar (2 y
3) en su correcta posición absoluta, los mismos definen la ubicación
del componente de cojinete meniscal (4). La última prueba a realizar
es la identificación del mejor espesor del cojinete meniscal (4)
para el mejor restablecimiento del comportamiento original de
tensado de los dos ligamentos (9 y 10) por todo el intervalo de
movimiento. Este procedimiento se puede realizar con suma facilidad
con cojinetes meniscales de prueba (69) con una serie de espesores
diferentes. Estos son cojinetes meniscales de polietileno
exactamente con la misma forma tridimensional del cojinete meniscal
(4), pero provistos de un elemento para su agarre de manera de
facilitar las pruebas y las medidas.
h) En la figura 6h se muestra la configuración
final de los componentes tibial (2), talar (3) y cojinete meniscal
(4) en sus apropiadas ubicaciones.
La invención concebida de esta manera
lógicamente es adecuada para aplicaciones industriales; además, la
misma puede ser sometida a numerosas variantes y modificaciones sin
por ello apartarse del alcance de las reivindicaciones que están más
adelante.
Claims (7)
1. Dispositivo (1) protésico para articulación
del tobillo para segmentos de articulación que comprende:
- un primer componente (2) que tiene una primera
superficie de apoyo articular (5), el primer componente (2) estando
vinculado sobre un primer segmento de hueso tibial (11);
- un segundo componente (3) que tiene una
segunda superficie de apoyo articular (6) opuesta a la primera
superficie de apoyo (5) del primer componente (2), el segundo
componente (3) estando vinculado sobre un segundo segmento de hueso
talar (20); y
- un tercer componente (4) intercalado entre el
primero (2) y el segundo componente (3), que tiene dos superficies
de apoyo, tercera y cuarta, articular (7 y 8) cuyas formas
individuales son substancialmente complementarias a dichas primera y
segunda superficie articular (5 y 6) del primer (2) y del segundo
(3) componente, dichas dos superficies de apoyo, tercera y cuarta,
articular (7 y 8) pudiéndose deslizar libremente y estando
vinculadas individualmente de modo no cautivo;
caracterizado por el hecho que:
- ni la primera superficie de apoyo articular
(5), ni la segunda superficie de apoyo articular (6) tienen exacta o
aproximadamente formas correspondientes a dichos segmentos de
articulación;
- las superficies de apoyo articular, primera y
tercera (5 y 7) y segunda y cuarta (6 y 8) estando configuradas
recíprocamente complementarias para permitir reproducir el eje de
rotación no fijo de la articulación, manteniendo al mismo tiempo
total congruencia, dichas dos superficies, tercera y cuarta, de
apoyo articular (7 y 8) siendo deslizables libremente, e
individualmente no siendo cautivas ni en un plano sagital y tampoco
en un plano frontal ortogonal al plano sagital.
2. Dispositivo protésico para articulación según
la reivindicación 1, caracterizado por el hecho que el eje de
rotación no fijo de la articulación a reproducir se basa sobre la
típica cinemática de rotación isométrica de algunas fibras
ligamentosas (9 y 10) de la articulación natural en el estado sin
carga.
3. Dispositivo protésico para articulación según
la reivindicación 1, caracterizado por el hecho que comprende
un primer componente (2) con una primera superficie de apoyo
articular generalmente convexa (5); un segundo componente (3) con
una segunda superficie de apoyo articular (6) que es generalmente
convexa en un plano sagital y parcialmente cóncava en un plano
frontal; y un tercer componente (4) con dos superficies de apoyo
articular (7 y 8), tercera y cuarta, con disposición espalda contra
espalda y con formas individuales que son substancialmente
complementarias a dichas primera y segunda superficie articular (5 y
6) del primer (2) y del segundo componente (3), dicho tercer
componente (4) estando situado entre dicho primer y dicho segundo
componente (2 y 3) con los dos pares de dichas superficies
complementarias primera y tercera (5 y 7) - cuarta y segunda (8 y 6)
acopladas en dicha manera de libre deslizamiento e individualmente
no
vinculada.
vinculada.
4. Dispositivo protésico para articulación según
la reivindicación 1 o 3, caracterizado por el hecho que la
primera superficie articular (5) de dicho primer componente (2) y la
tercera superficie articular (7) de dicho tercer componente (4)
complementaria a la misma están configuradas, cada una, parcialmente
esféricas con los mismos radios de curvatura.
5. Dispositivo protésico para articulación según
la reivindicación 1 o 3, caracterizado por el hecho que la
segunda superficie articular (6) de dicho segundo componente (3) y
la cuarta superficie articular (8) de dicho tercer componente (4)
complementaria a la misma son, cada una, superficies parcialmente
anticlásticas y tienen las mismas curvaturas.
6. Dispositivo protésico para articulación según
la reivindicación 1 o 3, caracterizado por el hecho que dicho
primer y dicho segundo componente (2 y 3) presentan una construcción
totalmente metálica, y dicho tercer componente (4) es realizado
totalmente de material plástico.
7. Dispositivo protésico para articulación según
la reivindicación 3, caracterizado por el hecho que cada uno
de dichos componentes (2, 3 y 4) presenta una construcción de una
pieza única.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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