Viladot Voegeli Antonio - Lesiones Basicas De Biomecanica Del Aparato Locomotor(opt).pdf

índice de capítulos

PARTE I

BIOMECÁNICA GENERAL ..........................................................................

1

C apitulo 1

C o n c e p to s d e física a p lic a d o s al a p a r a t o lo c o m o to r ............................................................................................................ E. Caturla Fita

3

La m ecánica: cinem ática, estática y dinámica. Definiciones ................................................................................................... C oncepto de fuerza. Clasificación de las fuerzas ................................... La fuerza es una magnitud vectorial. Elementos geométricos y componentes de un vector ............................................................... Suma de vectores: gráfica y analítica ...................................................... Las leyes de Newton. Em m ciado y breve explicación. C om entario m ás detallado sobre la tercera l e y ................................ El peso. El centro de gravedad ....................................................................... Fuerzas de rozam iento estáticas y d in á m ic a s .......................................... C oncepto de m om ento de im a fuerza ........................................................ C oncepto de equilibrio y clasificación. Condiciones de equilibrio de un sistema ........................................................................... Aplicaciones de las condiciones de equilibrio al estudio de algunos sistemas ............................................................................... Elasticidad. Concepto de esfuerzo o fatiga .............................................. Deformación unitaria por tracción o compresión. Módulo de Young. Coeficiente de Poisson ................................... Deformación por cizalladura. Módulo de cizalladura ................................................................................................

C apítulo 2

3 3 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13

B io q u ím ica d el te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u sc u la r ............................................................................................................... R. Segura Cardona

15

Tejido co n ju n tiv o ................................................................................................ E stru ctu ra y com posición del tejido conjuntivo ................................... Proteínas del tejido conjuntivo ................................................................ Tipos de tejido co n ju n tiv o ............................................................................... Tejido conjuntivo en sentido estricto ..................................................... Tejido cartilaginoso ..................................................................................... Tejido conjuntivo especial ..........................................................................

15 16 17 24 24 25 28

XIV

Indice de capítulos

Bioquím ica de la contracción m uscular ................................................... ....29 Estructura del músculo esquelético........................................................ ....30 Estructura de la miofibrilla ...........................................................................30 Composición bioquímica de la miofibrilla ..............................................32 D inám ica de la contracción m uscular ...................................................... ....35 Participación de los iones de calcio en la regulación de la contracción m uscular .........................................................................39

C a p ítu lo s

Biomecánica del hueso ...................................................................................41 A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán El hueso com o t e jid o ..............................................................................................41 Células ...................................................................................................................41 Sustancia intercelular ......................................................................................42 El hueso com o e s tr u c tu r a ................................................................................ ....42 Hueso cortical maduro ...................................................................................43 Hueso esponjoso maduro ..............................................................................45 Propiedades m ecánicas del h u e s o ................................................................ ....46 Fuerzas a que puede ser som etido un hueso ........................................... ....48 Fuerzas de compresión ...................................................................................48 Fuerzas de tracción ...........................................................................................48 Fuerzas de cizallamiento ............................................................................. ....48 Fuerzas de flexión ..............................................................................................49 Fuerzas de torsión ........................................................................................ ....49 Concepto de fatiga ósea ................................................................................... ....49 Factores que influyen en las propiedades m ecánicas del hueso ..............................................................................................................50 Tamaño y forma del hueso ........................................................................ ....50 Composición del hueso ............................................................................... ....50 Actividad muscular ...........................................................................................51 Remodelación ósea ................................................................................................51

C apítulo 4

La articulación ......................................................................................................53 A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán Introducción ........................................................................................................ ....53 Movilidad articu lar ........................................................................................... ....53 Movilidad en un eje del espacio ...................................................................54 Movilidad en dos ejes del espacio ........................................................... ....54 Movilidad en los tres ejes del espacio .........................................................55 Cápsula articu lar y ligam entos ..................................................................... ....55 Propiedades mecánicas de la cápsula y los ligamentos ................... 55 Lesiones ligamentosas ......................................................................................57 Inserción ..............................................................................................................57 C artílago ................................................................................................................ ....58 Cartílago articular com o tejido ................................................................ 59 Estructura del cartílago articular ............................................................. 61

XV

índice de capítulos

Propiedades biomecánicas del cartílago articular ............................. Lubricación del cartílago articular .......................................................... Artrosis (osteoartritis, enfermedad articular degenerativa) ............................................................................................

C apitulo 5

C apítulo 6

62 63 64

Biomecánica del tendón ........................................................................... /. Nardi Vilardaga y A. Combatía Aleu

67

Introducción ........................................................................................................ Tendón n orm al ................................................................................................... Estructura ........................................................................................................ Forma externa ................................................................................................ Vascularización e inervación ..................................................................... Curva de tensión-deformación del tendón .......................................... Tendón patológico ............................................................................................. M aterial y m étodos ........................................................................................... Estudio de la vascularización intratendinosa ..................................... Estudio estructural mediante microscopía óptica ............................. Estudio ultraestructural mediante microscopía electrónica .......... Inmunohístoquimia ..................................................................................... Resultados ............................................................................................................. Estudio de la vascularización intratendinosa ..................................... Estudio estructural y ultraestructural ................................................... Tendones sanos ............................................................................................... Estudio inmunohistoquímico .................................................................. Discusión ...............................................................................................................

67 67 68 70 71 72 74 75 75 75 75 76 76 76 77 78 80 81

Biomecánica del músculo ........................................................................ F. Balagué Vives y S. Ramón Roña

85

Introducción ........................................................................................................ E stru ctu ra del m úsculo estriado .................................................................. Elementos pasivos o inertes ....................................................................... Elementos activos o contráctiles ............................................................. Huso neuromuscular ................................................................................... Tipos de fibras musculares ........................................................................ Biom ecánica de la contracción m uscular ................................................ Arquitectura del músculo .......................................................................... Mecánica de la contracción muscular ................................................... Propiedades de la contracción m u scu la r.............................................. Factores que influyen en la fuerza muscular ...................................... Trabajo ............................................................................................................. Aplicaciones prácticas de la biom ecánica m uscular ........................... Ejercicio físico ................................................................................................ Efectos del entrenamiento sobre el músculo ...................................... Inmovilización y desuso ............................................................................. Efectos hormonales sobre el músculo ...................................................

85 85 86 86 89 91 92 92 92 96 97 99 100 100 100 101 101

XVI

Indice de capítulos

P A R T E II

BIOMECÁNICA REGIONAL ........................................................................ ..103

C apítulo 7

B io m e cá n ica d e la co lu m n a v e r te b r a l A. G óm ezPraty J. Roca Burniol

...............................................105

Introducción ........................................................................................................ ..105 Propiedades biom ecánicas de las estructuras vertebrales .........................................................................................................105 Disco intervertebral ..................................................................................... ..106 Vértebra ........................................................................................................... ..107 Propiedades biom ecánicas del segm ento m óvü ................................... ..109 Cinem ática ........................................................................................................... ..110 Movilidad segmentaria .............................................................................. ..110 Movilidad global de la columna vertebral ........................................... ..112 Estabilidad de la colum na vertebral ........................................................... ..113 Estabilidad intrínseca ....................................................................................114 Estabilidad extrínseca ....................................................................................115 Biom ecánica de las desviaciones patológicas de la colum na vertebral .......................................................................................................... ..117 Escoliosis ............................................................................................................118 Cifosis ................................................................................................................ ..119

C apítulo 8

B io m e cá n ica d e la c in tu ra e s c a p u la r ................................................ ..121 /. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell Introducción ........................................................................................................ ..121 Anatom ía funcional ............................................................................................121 Complejo óseo .................................................................................................121 Complejo muscular ..................................................................................... ..126 C inética .................................................................................................................. ..128 Estática ............................................................................................................. ..128 Dinámica ............................................................................................................131 Cinem ática ..............................................................................................................131 Centros de rotación de la cintura escapular ........................................ ..132 Análisis del movimiento ............................................................................. ..133 Areas de contacto de la superficie articular de la cabeza humeral ..................................................................................................... ..143 Bisectrices vectoriales de recentrado .......................................................144

C apítulo 9

B io m e c á n ic a d el c o d o ................................................................................ ..147 P. Golano Álvarez, O. Fariñas Barbera e I. Sáenz Navarro Introducción ........................................................................................................ ..147 Anatom ía .................................................................................................................147 Estructuras óseas ........................................................................................... ..147

índice de capítulos

XVII

Cápsula articular ........................................................................................... ..150 Ligamentos ..................................................................................................... ..151 Cinem ática ........................................................................................................... ..152 Movimiento de flexoextensión ................................................................ ..153 Movimiento de pronosupinación ........................................................... ..154 Cinética ....................................................................................................................155 Músculos flexores ............................................................................................155 Músculos extensores ................................................................................... ..156

C apítulo 10

Biomecánica de la muñeca

.........................................................................159

M. Garcta-Elías Cos Introducción ........................................................................................................ ..159 Anatom ía .................................................................................................................159 Cinem ática articu lar de la m uñeca ............................................................. ..162 Movimiento de flexión-extensión ............................................................162 Movimiento de inclinación radial-cubital (abducción-aducción) ............................................................................164 Transm isión de cargas a través de la m uñeca ............................................166 M ecanism os estabilizadores del carpo ...................................................... ..167 Mecanismo de estabilización radiocarpiana ...................................... ..167 Mecanismo de estabilización de la hilera proximal ............................167 Mecanismo de estabilización mediocarpiana .......................................168 Mecanismo de estabilización de la hilera distal ....................................169

C apítulo 11

Biomecánica de la mano

........................................................................... ..171 V. M. Leal Sena y J. C. González Casanova Ejes de los dedos ....................................................................................................171 A rticulaciones m etacarpofalángicas ............................................................172 Articulaciones interfalángicas ...................................................................... ..173 Tendones de los m úsculos flexores de los dedos ................................... .174 Tendones de los m úsculos extensores de los dedos .............................. .175 Acción de los m úsculos interóseos y lum bricales 175 Acción del extensor com ún ........................................................................176 Acción de los músculos interóseos ...........................................................176 Acción de los músculos lumbricales ...................................................... .176 Ligam ento retinacular ..................................................................................... .176 Músculos de la em inencia hipotenar ...........................................................177 A rticulación trapeciom etacarpiana ........................................................... .177 A rticulación m etacarpofalángica del pulgar ...........................................178 A rticulación interfalángica del pulgar ...................................................... .179 Acción de los m úsculos extrínsecos del pulgar ...................................... .179 Acción de los m úsculos intrínsecos del pulgar ...................................... .179 M ovim ientos de oposición del p u lg a r ........................................................ .180

XVIII

índice de capítulos

Funciones de la m a n o ........................................................................................ 180 Posición funcional de la m a n o ....................................................................... 183

Capítulo 12

Biomecánica de la cadera

........................................................................ 185

M. Fernández-Fairén Recuerdo anatóm ico ...........................................................................................185 Cinem ática ........................................................................................................... ..187 Rango de movilidad ..................................................................................... .187 Músculos motores de la cadera ................................................................ .189 C inética ....................................................................................................................190 Fuerzas aplicadas sobre la cadera ........................................................... .190 Solicitaciones en la c a d e r a ............................................................................194

C apítulo 13

Biomecánica de la rodilla

.......................................................................... 197

A. Viladot Voegeli Biom ecánica de la articulación tibiofem oral .......................................... Recuerdo anatómico ................................................................................... Cinética ............................................................................................................. Cinemática ....................................................................................................... Biom ecánica de la articulación patelofem oral ...................................... Recuerdo anatómico ................................................................................... Cinética ............................................................................................................. Cinemática .......................................................................................................

C apítulo 14

Biomecánica del tobillo

197 197 202 204 207 207 207 209

............................................................................. .213

A. Viladot Voegeli Recuerdo anatóm ico ............................................................................................213 Tróclea astragalina ........................................................................................ ..213 Mortaja tibioperonea ....................................................................................214 Articulación tibioperonea inferior ...........................................................214 Articulación tibiotarsiana ............................................................................215 Cinem ática ........................................................................................................... ..216 Cinética .................................................................................................................. ..218

C apítulo 15

Biomecánica del pie

..................................................................................... 221

A. Viladot Voegeli Recuerdo anatóm ico .......................................................................................... 221 Bóveda plantar ............................................................................................... 221 Talón ...................................................................................................................225 Antepié ............................................................................................................. .227 Cinem ática .............................................................................................................229

Indice de capítulos

XIX

Articulaciones de acomodación ............................................................... 230 Articulaciones de movimiento ................................................................ 235 Cinética .................................................................................................................. 238

C apitulo 16

E stu d io d e la m a rc h a h u m a n a .............................................................. A. Viladot Voegeli

243

Introducción ........................................................................................................ M étodos de estudio de la m archa ................................................................ Métodos cinemáticos .................................................................................. Métodos cinéticos ........................................................................................ Actividad muscular y consumo energético .......................................... N om enclatura en el estudio de la m arch a ................................................ Cinem ática ............................................................................................................ Tiempos de la m archa .................................................................................. Fases de apoyo plantar ................................................................................ Mecanismo de la m archa ........................................................................... Cinética de la m a r c h a ........................................................................................ Fuerza de reacción vertical ........................................................................ Fuerza de reacción longitudinal ............................................................... Fuerza de reacción lateral .......................................................................... Fuerza de torsión .......................................................................................... Acción m uscular durante la m a r c h a ...........................................................

243 244 244 244 245 245 246 246 247 248 256 256 256 257 257 258

P A R T E III

BIOMECÁNICA APLICADA ........................................................................

261

C apítulo 17

B io m e cá n ica d e p o r tiv a ............................................................................... 263 A. Garcta-Fogeda Herrera y F. Biosca Estela Introducción ........................................................................................................ Concepto de biom ecánica ............................................................................... Clasificación de los m ovim ientos ................................................................ Tipos de análisis biom ecánicos aplicados al deporte .......................... Proceso de análisis cualitativo .................................................................. Proceso del análisis cuantitativo ...............................................................

C apítulo 18

263 264 264 265 265 270

B io m e cá n ica d e las o r te s is y p ró te s is .............................................. 277 A. Pasarin Martínez y R. Viladot Pericé O rtesis ..................................................................................................................... Concepto de ortesis ..................................................................................... Clasificación general de las ortesis .......................................................... Conceptos biomecánicos de las ortesis .................................................. Características biomecánicas de los distintos tipos de ortesis ......

277 277 T il 278 278

XX

índice de capítulos

Prótesis .....................................................................................................................283 Clasificación .....................................................................................................283 Conceptos generales de las exoprótesis (prótesis) de extremidades superiores e inferiores ........................................ .283 Conceptos mecánicos de las prótesis ......................................................284 Prótesis de extremidad su p e rio r................................................................284 Prótesis de extremidad inferior ................................................................ .286

C apítulo 19

Biomateriales ................................................................................................... ..291 /. A. Planell Estany, F .}. Gil M u ry M . R Ginebra Molins Introducción ........................................................................................................ ..291 C om portam iento biológico de los m ateriales ........................................ .292 Biocompatibilidad ........................................................................................ ..292 Interacción biomaterial-tejidos biológicos ...........................................292 Factores mecánicos y físicos que influyen en la biocompatibilidad .........................................................................294 Evaluación de la biocompatibilidad ........................................................294 M ateriales implantables ....................................................................................295 Materiales metálicos ..................................................................................... ..295 Materiales cerámicos ................................................................................... ..297 Materiales poliméricos ................................................................................ ..300 Resumen ................................................................................................................ ..304

C apítulo 20

C o n c e p to s b á s ic o s s o b r e o s te o s ín te s is ........................................... ..305 R. Orozco Delclos y }. M. Sales Rérez D efin ició n .................................................................................................................305 Objetivos ................................................................................................................ ..305 Principios de la té c n i c a ..................................................................................... ..305 Principios biológicos ................................................................................... ..305 Principios m ecán ico s................................................................................... ..307 Medios de osteosíntesis ................................................................................... ..307 Tornillos de cortical y esponjosa ............................................................. ..308 Placas rectas ......................................................................................................308 Placas anguladas ..............................................................................................309 Clavos intramedulares ................................................................................ ..311 Alambres .......................................................................................................... ..312 C om binaciones de principios .........................................................................312 Biología del caUo óseo .........................................................................................313 Osteosíntesis biológica ..................................................................................... ..315 Injerto óseo ..................................................................................................... ..316 Cemento .......................................................................................................... ..317 Sustitutos del injerto ......................................................................................317 Rehabilitación ..................................................................................................... ..318 D e p o r te ......................................................................................................................318 Resumen ................................................................................................................ ..318

Indice de capítulos

C apítulo 21

Biomecánica de la fijación externa en la patología del aparato locomotor: conceptos básicos

XXI

319

J. M. Saló Orfila Introducción ........................................................................................................ ..319 Exigencias m ecánicas de la fijación e x t e r n a ...............................................320 C aracterísticas y diseño de los com ponentes del fijador ................... ..320 Clavos, fichas, agujas o “pins” ................................................................... ..320 Conexiones ..................................................................................................... ..323 Cuerpo del fijador ........................................................................................ ..325 M odo de inserción en el h u e s o .........................................................................326 Clavos autoperforantes .................................................................................326 Clavos con taladro previo ............................................................................326 Estudio de las posibilidades de m o n ta je s ....................................................327 Número de clavos ............................................................................................328 Situación de los clavos con referencia al foco .......................................328 Distancia entre los clavos ........................................................................... ..329 Distancia entre el cuerpo del fijador y el eje longitudinal del hueso ......................................................................................................329 Configuración del montaje .........................................................................329 Resumen ................................................................................................................ ..331

C apítulo 22

Biomecánica de los reemplazos protésicos

333

/. Ballester Soleda, P. Álvarez Díaz y M. Tey Pons Introducción ........................................................................................................ ..333 Causas de fracaso protésico ..............................................................................334 Biomateriales ....................................................................................................335 Anclaje protésico ........................................................................................... ..336 Diseño .................................................................................................................337 Par de fricción ................................................................................................ ..340 Alineación protésica ............................. ..................................................... ..340

PARTE I

Biomecánica general

Capítulo 1

Conceptos de físíca aplicados al aparato locomotor E. C a t u r l a F it a

La mecánica: cinemática, estática y dinámica. Definiciones La mecánica es la parte de la Física que estudia el movimiento. Un primer nivel de este es­ tudio consiste en dar la descripción matemática del movimiento. Éste es el objetivo de la parte de la m ecánica llamada cinemática. La descripción cinemática de un movimiento consiste en asociar a cada movimiento una función o ecuación que indique en cada ins­ tante cuál es la posición del móvil medida desde un determinado sistema de referencia. La dinám ica es la parte de la m ecánica que estudia cuáles son las causas del m ovi­ miento. Los cuerpos no están aislados, es decir, interaccionan entre ellos. Las fuerzas son la medida de estas interacciones. La dinámica intenta establecer las relaciones existentes entre las fuerzas que actúan sobre un determinado cuerpo y el movimiento resultante. La estática estudia las condiciones que deben producirse para que un cuerpo o sistema esté en equilibrio.

Concepto de fuerza. Clasificación de las fuerzas La fuerza es la medida de la interacción de dos cuerpos o partículas. Las fuerzas provocan en los cuerpos sobre los que actúan un cambio en su velocidad o una deformación. Las fuerzas pueden clasificarse según diferentes criterios. Una posible clasificación es la de fuerzas por contacto o fuerzas a distancia. De hecho todas las fuerzas son a distancia, ya que el contacto no deja de ser una ilusión macroscópica. La fuerza que se ejercen dos bolas de billar al chocar, la que ejerce una cuerda sobre un cuerpo al que va arrastrando, las que se producen dos huesos en contacto en una articulación etc., las podem os considerar fuerzas por contacto. Las fuerzas que se ejercen la Tierra y la Luna (foerzas gravitatorias), las que se producen entre dos cargas eléctricas (fuerzas electromagnéticas), y las fuerzas entre las partículas presentes en el núcleo atóm ico y responsables de su estabilidad (fuerzas nucleares) son fuerzas a distancia.

La fuerza es una magnitud vectorial. Elementos geométricos y componentes de un vector La fuerza es una magnitud vectorial y, por tanto, una fuerza se representa mediante un vector. Un vector puede definirse com o un par ordenado de puntos o un segmento orien-

E. Caturla Fita

Figura 1-1. Elementos de un vector.

tado. Los cuatro elem entos que definen un vector son: m ódulo, dirección, sentido y punto de aplicación. El módulo se representa por la longitud del segmento. La dirección es la de la recta a la que pertenece el segmento. El sentido queda definido por la cabeza de la flecha (B ). El punto de aplicación es el punto en que iniciamos el vector (A).

Figura 1-2. Componentes de un vector.

Si tomamos el vector y lo aplicamos en el origen de un sistema de coordenadas (x, y), podemos representarlo analíticamente por las dos proyecciones sobre los ejes fx y fy. De esta forma el vector f puede representarse así: f = ( f x ,f y )

fx y fy son las componentes del vector f en el sistema de coordenadas (x, y). Conocidas las componentes de un vector, podemos determinar los cuatro elementos geométricos. El módulo del vector que representamos por f puede calcularse a partir de las com ­ ponentes si recordamos el teorema de Pitágoras: f = V F+ ^ La dirección de f puede calcularse a partir de la tangente del ángulo que forma f con la horizontal: fy Ix El sentido de f puede reconocerse por el signo de las componentes. En nuestro caso el punto de aplicación es el origen de coordenadas.

Suma de vectores: gráfica y analítica Normalmente sobre el cuerpo objeto de estudio actuarán dos o más fuerzas. En estos ca­ sos será necesario, para poder estudiar el efecto resultante de todas ellas, recordar cóm o se suman las fuerzas, cóm o se suman los vectores.

C a p it u l o 1. Conceptos de física aplicados al aparato locom otor

Si debem os su m ar dos o m ás vectores p odem os hacerlo gráficam ente: 1. C olocan d o u n o a co n tin u ació n del o tro co m o se m u estra en la figura 1 -3 . El v ecto r su m a es el que une el origen del p rim ero con el extrem o del últim o.

l

Figura 1-3

2. H aciendo coincidir los puntos de aplicación de los dos vectores. El vector sum a co in ­ cid e co n la d iag o n al del p a ra le lo g ra m o d efin id o p o r los dos v e cto re s su m a n d o s (fig. 1-4)

Figura 1-4

Los vectores tam bién pueden sum arse^analíticam ente. Si el v ecto r fi tiene p o r c o m ­ p onentes fix y fiy, fi = (fix. fiy), y el v ecto r ?2 es = (fix, h y ), el v ecto r sum a tiene p o r p ri­ m era com p on en te la sum a de las p rim eras co m p o n en tes y p o r segunda com p o n en te la sum a de las segundas com ponentes: fl =

(f lx ) fiy ) Í2 =

{flx, Í2y)

fl + fa =

( f lx + ízx» fiy + ízy)

De la m ism a form a que dos o m ás vectores pueden sumarse, en ocasiones, puede ser in­ teresante el proceso contrario, es decir, dado un vector descom ponerlo com o sum a de dos o más vectores cuya sum a sea igual a él. Este proceso puede facilitar la interpretación de algu­ nos problemas, ya que facilita el análisis de los posibles efectos de una determ inada fiierza.

Las leyes de Newton. Enunciado y breve explicación. Comentario más detallado sobre la tercera ley A con tin u ación se expone el enunciado y significación de las con ocid as co m o leyes de la d inám ica o leyes de N ew ton. La p rim era, co n o cid a tam bién co m o ley de la in ercia, dice que si un cu e rp o está en au sen cia de fuerzas o p e rm a n e ce rá en rep o so o se m o v erá co n m o v im ien to rectilín eo uniform e, es decir, con velocidad constante. La segunda ley indica la relación existente entre las fuerzas que actú an sobre una p ar­ tícula y la aceleración resultante. Esta segunda ley se suele escribir m ediante la expresión: E = m -a

E. Caturla Fita

F es la resultante de todas las fuerzas que actúan sobre la partícula, a es la aceleración (cambio de la velocidad en la unidad de tiem po), m es una magnitud que mide la iner­ cia de la partícula y que se conoce con el nombre de masa inerte. Esta segunda ley indica que la aceleración de la partícula siempre tiene la dirección y el sentido de la fuerza re­ sultante y que su m ódulo depende directam ente del m ódulo de la fuerza. La m asa es una constante de proporcionalidad que en la física clásica es característica de cada partí­ cula y que mide la facilidad o dificultad que ésta presenta para ser acelerada, es decir, para cambiar su velocidad. La tercera ley de Newton es la conocida ley de acción y reacción. Su enunciado puede ser éste: si un cuerpo A ejerce una fuerza sobre otro cuerpo B, éste ejerce sobre A una fuerza del mismo módulo y dirección, pero de sentido contrario. Esta tercera ley indica que las fuerzas en la naturaleza son siempre medidas de las in­ teracciones, es decir, que las fuerzas siempre van a pares. Sobre esta tercera ley conviene hacer algunas precisiones: 1. No tiene sentido discutir cuál es la fuerza de acción y cuál la de reacción. Todo de­ penderá de cuál sea nuestro punto de vista y desde dónde estemos describiendo un de­ terminado fenómeno. 2. Las fuerzas de acción y reacción actúan sobre cuerpos distintos y p or tanto no se pueden sumar. 3. El hecho de que las dos fuerzas sean iguales en m ódulo no quiere decir que sean iguales sus efectos, ya que las características de los cuerpos sobre los que actúan pue­ den ser muy diferentes. Si entre los cuerpos A y B se produce una interacción, la fuerza que A ejerce sobre B será igual a la que B ejerce sobre A, pero si las masas de A y B son muy diferentes tam ­ bién lo serán las aceleraciones con que se moverán. B Figura 1-5

-►

<-

Consideremos la interacción de dos cuerpos A y B. Si la masa de A es muy superior a la de B (mA > m s), la aceleración de A será muy inferior a la de B, aunque las fuerzas que actúan sobre ellas sean iguales en módulo. En el siguiente cuadro se exponen las unidades de longitud, tiempo, fuerza, masa y aceleración en los tres sistemas de unidades.

Sistema cegesimal Sistema internacional Sistema técnico

Longitud

Tiem po

Aceleración

M asa

Fuerza

cm m m

s s s

cm-s“^ m-s-2 m-s“^

g kg u.t.m.

dina (dyn) Newton (N) kp

El peso. El centro de gravedad Una de las fuerzas que estará presente en casi todos los análisis que se realizarán en esta obra es el peso. Recordemos que el peso no es más que la fuerza de atracción que ejerce la

C a p ít u l o 1. Conceptos de física aplicados al aparato locom otor

Tierra sobre los cuerpos. Se trata, por tanto, de una fuerza a distancia. Según la tercera ley de Newton, la reacción del peso, es decir, la fuerza que realiza el cuerpo sobre la Tierra, está evidentemente aplicada en la Tierra. El peso de un cuerpo en la Tierra se calcula multiplicando la masa del cuerpo por la aceleración de la gravedad (g), que para puntos próxim os a la superficie terrestre es de 9,8 m-s’ l Dado un determinado cuerpo, las distintas partes en que podemos descomponerlo mentalmente son atraídas por la Tierra, esto es, tienen su peso. El peso total del cuerpo será la suma de los pesos de todas sus partes. El punto de aplicación de la fuerza peso re­ sultante es lo que se conoce con el nom bre de centro de gravedad. Si un cuerpo es h o ­ mogéneo, es decir, si todas las partes en que podemos descomponerlo tienen la misma densidad, su centro de gravedad coincide con su centro geométrico. Si algunas de las par­ tes de un cuerpo son más densas que otras, el centro de gravedad se desplazará hacia las zonas de mayor densidad.

I

Figura 1-6

El centro de gravedad del cilindro de la figura 1-6 que suponemos homogéneo coinci­ de con su centro geométrico G. El centro de gravedad del martillo queda desplazado ha­ cia la parte metálica que presenta una mayor densidad que la del mango de madera.

Fuerzas de rozamiento estáticas y dinámicas Una de las fuerzas que deberemos tener en cuenta con frecuencia en nuestros análisis es la fuerza de rozamiento. Existen diferentes fuerzas de rozamiento. Unas son las fuerzas que se presentan cuando un sólido se mueve en el interior de un fluido com o las que se generan cuando un cuerpo más denso que un líquido cae en su interior o com o las fuer­ zas que presentan los cuerpos al caer en el aire. Estas fuerzas de rozamiento son más com ­ plejas y no las consideraremos en este apartado. Recordaremos ahora las llamadas fuerzas de rozamiento por deslizamiento. La fuerza de rozamiento por deslizamiento es la que se presenta cuando un sólido se desliza o intenta deslizarse sobre otro. La propia definición ya permite distinguir entre dos fuerzas de rozamiento por deslizamiento: la estática y la dinámica. Si tenemos un cuerpo com o el de la figura 1-7 apoyado sobre un plano y queremos que se deslice hacia la derecha, deberemos aplicarle una fuerza fi. Si esta fuerza no consigue el deslizamiento, debemos pensar que existe una fuerza en la misma dirección que fi, de su mismo módulo y de sentido contrario a ella que está impidiendo el deslizamiento. El razonamiento está claro. Si el cuerpo no se mueve, su aceleración es cero y por la segun­ da ley de Nev^rton debe ser cero la resultante de las fuerzas que actúan sobre él. Para eso necesitamos la contribución de la fuerza fr a la que nos referíamos antes. Ésta es la lla­ mada fuerza de rozamiento estático.

E. Caturla Fita

Figura 1-7

-► f.

Si ah o ra ejercem os sobre el cu erp o una fuerza {2 su perior a fi p ara conseguir su des­ p lazam ien to y ta m p o c o lo lo g ra m o s , d e b e re m o s in fe rir que en este seg u n d o caso la fuerza de rozam iento estático es igual en m ód u lo y dirección aunque de sentido c o n tra ­ rio a la fuerza Í2 que acab am os de aplicar. El cu erp o y el plano son los m ism os que en la p rim era parte del ejem plo, pero ah ora la fuerza de rozam iento estático tiene un valor di­ ferente. Podem os concluir que la fuerza de rozam iento estático que se presenta cuando un sóli­ do in tenta deslizarse sobre un plano no tiene un único valor en cualquier caso sino una gam a de valores. Esta fuerza puede alcanzar un valor m áxim o que es |jls-N , donde |Xs es el llam ado coeficiente de rozam iento estático que depende de la naturaleza de los cuerpos en con tacto y N es la fuerza n orm al, perpendicular, que ejerce el plano sobre el cuerpo. P or tan to, p ara un cuerpo y un plano determ inado podem os decir que la fuerza de ro ­ zam iento estático es:

f r ^f Xs- N Si la fuerza que ejercem os sobre el cu erp o h acia la derecha es su perior o igual a |jLs-N vencerem os el rozam iento estático, y el cu erp o deslizará. C uando el cu erp o deslice, la fuerza pasará a ser una fuerza de rozam ien to dinám ico. D ad o un d eterm in ad o cu erp o y un plan o, la fuerza de ro zam ien to d in ám ico es igual a (Xd •N en donde |JLd es el llam ado coeficiente de rozam ien to d inám ico y N es de nuevo la fuerza n o rm al que ejerce el cu erp o sobre el plano. El coeficiente iXd depende de la n a tu ­ raleza y grad o de p u lim en tació n de los cu erp o s en co n ta cto . P ara un d eterm in ad o p ar cu erp o-p lan o el coeficiente dinám ico acostu m b ra a ser m en o r que el estático.

Concepto de momento de una fuerza P ara que un cu erp o esté en equilibrio, p o r supuesto es necesario que la su m a de to ­ das las fuerzas que actú an sobre él sea cero, pero esta con dición , que es necesaria para el equilibrio, no puede considerarse de m o d o alguno co m o suficiente. C on un ejem plo bas­ ta: la b arra de la figura 1 -8 som etid a a ftierzas fi y Í 2 en sus extrem o s no está en equili­ b rio aunque la su m a de las tres ftierzas fi, Í2 y N sea cero. P ara p od er form u lar una co n -

N Figura 1-8

O

C a p it u l o 1. Conceptos de física aplicados al aparato locom otor

dición que adem ás de necesaria sea suficiente deberem os in trod u cir el con cepto de m o ­ m en to de una ftierza. C on sid erem os un cu e rp o c o m o el de la figura 1 -9 que puede g irar alred ed o r de un eje p erp en d icu lar al plano del dibujo y que pasa p o r O. Si sobre este cu e rp o ejercem os una fiierza f co m o la de la figura, definim os m o m en to (M ) de la fiaerza co m o el p ro d u c­ to del m ód u lo de la fuerza (f) p o r su b razo (d ). E ntend em os p o r brazo de una fuerza la distancia existente entre la recta de aplicación de la ftierza y el eje que pasa p o r O. M = f-d Si la fuerza hace girar al cu erp o en sentido an tih orario, su m o m en to se considera p o ­ sitivo, m ien tras que si lo h ace g irar en sen tid o h o ra rio se asigna al m o m e n to el signo m enos. C on este convenio de signo, arb itrario co m o casi todos, el rnom ento de la fuerza fi de la figura 1-9 es positivo m ientras que el m o m en to de la fuerza {2 es negativo.

Figura 1-9

Concepto de equilibrio y clasificación. Condiciones de equilibrio de un sistema Se dice que un cu erp o está en equilibrio respecto a un d eterm in ado sistem a de referen­ cia si la velocidad de todas sus partes en ese sistema es igual a cero. Existen tres tipos de equilibrio denom inados: estable, inestable e indiferente. A co n ti­ n uación se caracteriza cada uno de ellos m ediante un ejem plo. U n co n o puede m an ten erse en equilibrio apoyado en un plano de tres form as dife­ rentes.

En p rim er lugar p odem os apoyarlo sobre su base (fig. 1-1 0 a ). Si ah ora desplazam os el vértice del con o ligeram ente de la posición de equilibrio alcanzada, nacerá una fuerza (re ­ cu p erad ora) que tiende a que el co n o vuelva a la posición de equilibrio inicial. D irem os que el con o ha alcanzado una posición de equilibrio estable. P o d e m o s m a n te n e r el co n o en eq u ilib rio ap o y ad o so b re el p la n o p o r el v é rtice (fig. 1 -1 0 b ). Si d esp lazam o s su av em en te el c o n o de la p o sició n de eq u ilib rio, a h o ra .

10_________________________________________________________________________________E. Caturla Fita

a diferencia de la situación anterior, nace una fuerza que lo desestabiliza y le hace aban­ donar la posición de equilibrio. En este caso el equilibrio es inestable. Por últim o podem os apoyar el cono sobre el plano p or una de sus generatrices (fig. 1-10 c). Al separar el cono de su actual posición de equilibrio no se presenta ni una fuerza recuperadora com o en el prim er caso ni una que lo desestabilice com o en el se­ gundo ejemplo. El cono adopta una nueva posición de equilibrio manteniendo el con­ tacto con el plano apoyado sobre otra generatriz. Este comportamiento es característico de los cuerpos dotados de un equilibrio indiferente. Entre los tres tipos de equilibrio que se han descrito existe una diferencia clara, pero debe advertirse que las tres posibilidades corresponden a situaciones de equilibrio. Para que un cuerpo o un sistema esté en equilibrio deben verificarse dos condiciones: 1. La resultante o suma de las fuerzas que actúan sobre el cuerpo debe ser cero. 2. La suma de los momentos de las fuerzas que actúan sobre el cuerpo debe ser cero. Estas dos proposiciones constituyen una condición necesaria y suficiente para el equi­ librio de un cuerpo.

Aplicaciones de las condiciones de equilibrio al estudio de algunos sistemas Aplicaremos a continuación las condiciones formuladas en el apartado anterior para es­ tudiar el equilibrio de algunos sistemas sencillos. 1. Barra rígida (palanca) sometida a fuerzas perpendiculares a ella en sus extremos. Supongam os una b arra rígida (palanca) com o la de la figura 1-8. Las fuerzas que ejercemos en sus extremos son f¡ y fi. La palanca está apoyada en el punto O. Las tres fiierzas que actúan son fi, f2 y N que es la fuerza aplicada en el punto de apoyo. Las condicio­ nes de equilibrio aplicadas a este caso nos conducen a: Suma de fuerzas igual a cero:

fi -l- f2 = N

Sum a de m om en tos igual a cero:

fi •di - fz •d 2 -l- N ■O = O =» f¡ •di = fz ■di

En esta última expresión se han calculado los m om entos de las fuerzas respecto del punto O y se ha tenido en cuenta que el momento de fi es positivo ya que si actuase sola haría girar el sistema en sentido antihorario, mientras que el m om ento de f2 es negativo ya que haría girar la palanca en sentido de las agujas de un reloj. El momento de la fuer­ za N es nulo ya que el brazo de esta fuerza es cero al estar aplicada en un punto que per­ tenece al eje de giro. La segunda de las condiciones de equilibrio nos ha conducido a escribir la conocida ley de la palanca que se formula diciendo que el producto de una fuerza (en ocasiones designada por potencia) por su brazo es igual al producto de la otra fiaerza (resistencia) por el suyo. 2. Equilibrio del brazo y antebrazo al sostener un peso en la mano. En la figura 1-11 representamos el brazo y el antebrazo. En O tenemos la articulación del codo. Suponemos que en la m ano aguantamos un objeto de peso Pi = 3 kp. Conside­

C a p it u l o 1. Conceptos de física aplicados al aparato locom otor

11

ram os que el centro de gravedad del antebrazo es equidistante (1 7 cm ) del codo y del objeto de 3 kp. El bíceps se inserta a una distancia de 5 cm del codo. Debemos calcular la fuerza ejercida por el bíceps (T) y la fuerza que se produce en la articulación brazo-antebrazo (N ) si el sistema está en equilibrio.

Figura 1-11

Sea P = 1 kp el peso del antebrazo que debemos suponer aplicado en el centro de gra­ vedad. La primera condición de equilibrio nos permite escribir: T = N - hP + P i La segunda condición de equilibrio calculando los m om entos con su signo corres­ pondiente respecto de O y considerando que el m om ento de la fuerza N es nulo se tra ­ duce en la ecuación: T 5 - P 1 7 - P i 34 = 0 Estas dos últimas ecuaciones form an un sistema que una vez resuelto nos permite obtener los valores de las incógnitas N y T. Los resultados son N = 2 1 , 8 k p y T = 25,8 kp.

Elasticidad. Concepto de esfuerzo o fatiga En los apartados anteriores hemos considerado los cuerpos objeto de análisis com o in­ deformables por las fuerzas aplicadas, lo cual no sucede siempre. En muchas ocasiones las fuerzas aplicadas provocan deformaciones sobre los cuerpos. La elasticidad es el estudio de las relaciones existentes entre las fuerzas aplicadas y las deformaciones que éstas producen. Un cuerpo se califica com o elástico si sufre defor­ maciones elásticas, esto es, si al suprim ir las fuerzas aplicadas recupera su form a y di­ mensiones. En caso contrario, esto es, si las deformaciones son permanentes, el cuerpo se denomina inelástico o plástico. La mayoría de los cuerpos pueden considerarse elásticos si las fuerzas ejercidas no son demasiado grandes. Aplicamos una fuerza F sobre un cuerpo. Consideremos la superficie S representada por MN de la figura 1-12. Si esta superficie está en equilibrio, sobre ella debe actuar una

12

E. Caturla Fita

M

Figura 1-12

R

N fuerza R com o la dibujada cuyo módulo coincidirá con el de E Definimos esfuerzo o fa ­ tiga (4>) com o el cociente entre la fuerza R y la superficie S. ct> =

R

Deformación unitaria por tracción o compresión. Módulo de Young. Coeficiente de Poisson A un objeto sujeto por un extremo com o el de la figura 1-13, se le aplica en su otro ex­ tremo una fuerza de tracción F.

Figura 1-13

Al ir aumentando el valor de F crecerá la longitud (1) de la barra, siendo lo la longitud inicial. Definimos la deformación unitaria (e) com o el cociente entre el alargamiento ab­ soluto de la barra l-lo y su longitud inicial lo. Esto es: e=-

l -lo lo

La fuerza F aplicada significa para la barra una fatiga o esfuerzo cj) y le genera una defor­ mación unitaria e. Al ir aumentando F obtendríamos una gráfica como la de la figura 1-14. El primer tram o de esta gráfica es una recta; esto significa que si cj) es inferior a (|)i es­ tamos dentro del límite elástico de la barra y, por tanto, si retiramos la fuerza, la barra vol­ verá a su longitud inicial. Si el esfuerzo es superior a <j>i, al suprimir la fuerza, la barra no recuperará su longitud inicial y se producirá una deformación permanente. Si la fatiga o esfuerzo es superior a (|)r, la barra se romperá. Si nos movemos dentro del límite elástico se verifica la llamada ley de Hooke que es­ tablece que las deformaciones unitarias son proporcionales a los esfuerzos, es decir; e = K-<\>

C a p it u l o 1. Conceptos de física aplicados al aparato locom otor

13

Figura 1-14

Si sustituimos en la expresión anterior las definiciones de deformación unitaria y de esfuerzo:

1» La inversa de la constante K se suele representar por E y se denomina módulo de Young. Esta constante es característica de cada cuerpo y cuanto mayor sea su valor m enor será la deformación unitaria del cuerpo para un esfuerzo dado. Todo lo que acabamos de explicar puede aplicarse también para los acortamientos de la barra que se producirían si cambiásemos el sentido de la fuerza F. En la barra del ejemplo, al producirse un alargamiento es evidente que se genera una disminución en su sección transversal. Si So es la sección correspondiente a la longitud inicial lo y S la correspondiente a la longitud 1, se comprueba experimentalmente que la disminución unitaria de la sección S es proporcional al alargamiento unitario. Esto se puede expresar como: So-S_^^.l-lo So

lo

La constante a , característica de cada cuerpo, se conoce con el nom bre de coeficiente de Poisson.

Deformación por cizalladura. Módulo de cizalladura Si sobre un cuerpo con su base fija com o el de la figura 1-15 ejercemos una fuerza tan­ gente a la cara superior, se producirá una deformación com o la indicada. Las secciones paralelas a la base se deslizan unas sobre otras y se produce un cambio de forma aunque no de volumen.

F= -► Figura 1-15

14_________________________________________________________________________________E. Caturla Fita

A la fuerza tangencial o cortante se le asocia un esfuerzo o tensión llamado de cizalladura:

T Se define la deformación por cizalladura a partir de la tangente trigonométrica del án­ gulo (p de la figura: Ax

La relación entre la tensión o esfuerzo de cizalladura y la deformación es: <j)c = Me •tg cp El coeficiente Me se conoce con el nombre de módulo de cizalladura y es característico de cada cuerpo capaz de sufrir esta deformación.

Capítulo 2

Bioquímica del tejido conjuntivo y del tejido muscular R. Se g u r a C a r d o n a

El tejido conjuntivo y el tejido muscular constituyen, en conjunto, la masa corporal más abundante del organismo humano. Sus funciones son muy distintas y su actividad m etabólica muy diferente. El tejido conjuntivo determina, com o su nombre indica, la cohe­ sión o asociación de las células en los distintos órganos y la interrelación entre los dife­ rentes órganos, así com o la configuración y el m antenim iento de la postura. El tejido conjuntivo se caracteriza por poseer una extensa m atriz extracelular y, por tanto, pre­ senta una actividad metabólica relativamente baja, limitada a los componentes celula­ res. El tejido muscular constituye un sistema único, dotado de la capacidad para trans­ formar directamente la energía química en energía mecánica lo cual confiere libertad de desplazamiento a los animales y la realización tanto de un trabajo mecánico com o de ca­ rácter intelectual dado que, en última instancia, los músculos constituyen el órgano de expresión del cerebro. La actividad metabólica del tejido muscular es relativamente ele­ vada y, lo que es más importante, muy variable en relación con la intensidad y duración del esfuerzo y de la masa muscular implicada.

Tejido conjuntivo El tejido conjuntivo deriva de la capa media del organismo embrionario, o mesodermo (cuyo remanente en la vida adulta recibe el nom bre de mesénquima) y constituye una gran parte de la masa corporal. El tejido conjuntivo constituye la base de diversos tejidos y estructuras, com o los huesos, los cartílagos, los tendones, las fascias, las cápsulas articu­ lares, los componentes elásticos de los tejidos, etc., así com o gran parte de las estructuras que conforman los sistemas hematopoyético y linfopoyético. Aparte de su gran diversi­ dad, todas las estructuras mencionadas presentan la característica com ún de que su fun­ ción depende, fundamentalmente, de la calidad de sus componentes extracelulares y no, com o ocurre en el resto de órganos, de sus elementos celulares. El tejido conjuntivo está constituido en términos relativos por una pequeña cantidad de células, enclavadas en una matriz compuesta por una abundante cantidad de líquido extracelular, proteínas y minerales que mantienen en posición y “aglutinan” a las células que forman parte de los distintos órganos y, en el caso del tejido óseo, constituyen el so­ porte mecánico de nuestro organismo. Las células del tejido conjuntivo son responsables de la producción y mantenimiento del material en el que se hallan dispersas, pero apenas desempeñan papel alguno en la función que éste realiza. Las principales características y propiedades de los distintos tejí-

16____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

dos y estructuras de carácter conjuntivo dependen del contenido y disposición de una se­ rie de p ro teín as de n a tu ra le z a fibrosa. A d em ás, p a rticip a n , de m a n e ra d e sta ca d a , un conjunto de sustancias situadas en el espacio interfibrilar que se agrupan bajo el nom bre de sustancia fu n dam ental. Estas sustancias constituyen un sistem a u bicu o, presente en tod o el espacio extracelular, que le confiere una consistencia m ás viscosa (co m o un gel) que fluida (co m o sería la de una disolución acu osa). En cualquier caso, la consistencia de la sustancia fundam ental y del espacio líquido ex­ tracelular, varía de un lugar a o tro y depende de la can tid ad y naturaleza de los c o m p o ­ nentes presentes en ca d a zo n a; así, p uede o scilar en tre la rigidez del ca rtíla g o hialino hasta la consistencia gelatinosa del cord ón um bilical o la fluidez del líquido situado entre las distintas células m usculares. Los distintos tejidos y estructuras de carácter conjuntivo presentan una com p osición variable en la que destaca la ausencia de glucógeno (p olisacárido de reserva) y la v a ria ­ ble p rop orción de agua (en relación co n su papel funcional). Composición de distintos tejidos y estructuras

Compuesto Agua Proteína Polisacáridos Lípidos M inerales (m m ol/l) Sodio Potasio Calcio Magnesio

Cartílago

Tendón

Hueso

Piel

Músculo

74% 17% 8% -

60% 36% 3% -

25% 20% 3% 5%

62% 27% 1% 10%

70% 21% 1% 7,5%

170 12 24 5

90 12 3,5 7

230 40 4.500 100

70 22 4 1,5

25 105 1 10

La piel se considera co m o un tejido conjuntivo dado que la co n tribu ción del ectod erm o (co n sus com p on entes celulares activos y queratinizados) es relativam ente pequeña. Por o tra parte, y co m o elem ento de referencia, se indica la com p osición del m ú sculo es­ q uelético. Es in teresante señalar que el h ueso y el m ú scu lo m u estran un co n ten id o en proteína total m uy parecido. No obstante, la proteína del m ú sculo es, fundam entalm en ­ te, intracelular m ientras que la del hueso es extracelular; adem ás, la m ayor parte de la p ri­ m era constituye un elem ento esencial de un sistema activo, con tráctil, m ientras que la se­ gunda tiene un papel pasivo, de sop orte m ecánico.

Estructura y composición del tejido conjuntivo Los com p on entes básicos del tejido conjuntivo son m uy parecidos en todos los órganos y regiones del cu erp o si bien las p ro p o rcio n es relativas de cad a u no de ellos varían de un lugar a otro. En cada u no de los tejidos y estructuras de tipo conjuntivo, p odem os distinguir: L Un com p on en te celular, constituido p o r elem entos capaces de sintetizar proteínas de naturaleza flbrilar, glucoproteínas y polisacáridos.

C a p it u l o 2. Bioquímica del tejido conjuntivo y del tejido muscular

17

2. Una matriz extracelular, constituida por moléculas de colágeno (de naturaleza fibrilar y no fibrilar) y por fibras de elastina, por glucoproteínas (de carácter estructural y m o­ dulador) y por glucosaminoglicanos.

Proteínas del tejido conjuntivo Moléculas de colágeno y fibras de colágeno El colágeno constituye alrededor del 25 % de la masa de proteína total en los vertebrados siendo, por tanto, la proteína más abundante del organismo. El colágeno es una proteína fibrilar, alargada, que destaca por su especial composición en aminoácidos y por el par­ ticular ordenamiento de las moléculas que constituyen la unidad fibrosa básica. El constituyente básico, primario, de las fibras de colágeno es el denominado tropocolágeno, sintetizado en el interior de los fibroblastos, pero “ensamblado” en microfibrillas en el espacio extracelular. Las moléculas de tropocolágeno poseen unos 340 nm de largo y alrededor de 1,4 nm de diámetro, con un peso m olecular de 28 5 .0 0 0 D, aproxim ada­ mente. Cada molécula está constituida por tres cadenas polipeptídicas (integrada cada una de ellas p or unos mil am inoácidos). Estas cadenas polipeptídicas se enrollan una sobre otra, en una disposición helicoidal, existiendo 3,3 residuos de am inoácidos por cada vuelta de tornillo de la hélice. Las moléculas de tropocolágeno son sintetizadas en el retículo endoplasmático rugoso empezando por la formación de las cadenas polipeptídicas (cadenas a ) , que se caracteri­ zan por la presencia de una gran cantidad de residuos de glicina, de prolina y de lisina. Estas cadenas polipeptídicas experimentan modificaciones, de tipo postranscripcional, in­ ducidas por la hidroxilación de moléculas de prolina y de lisina, situadas en determinadas posiciones, y por la glucosilación de un cierto número de residuos de hidroxilisina. La hidroxiprolina confiere estabilidad a la cadena polipeptídica mientras que la hidroxilisina participa en el establecimiento de uniones, o puentes cruzados, entre cadenas contiguas. El grado de glucosilación de las moléculas de hidroxilisina parece condicionar el diámetro de las correspondientes fibrillas de colágeno. El proceso de hidroxilación, catalizado por la prolina hidroxilasa y la lisina hidroxilasa, requiere la presencia de ácido ascórbico que mantiene el ambiente reductor adecuado para que los átomos de hierro de las menciona­ das enzimas permanezcan en estado divalente. Como es sabido, en casos de déficit grave de vitamina C, o ácido ascórbico, aparecen una serie de alteraciones características del cuadro clínico conocido como escorbuto, uno de cuyos trastornos es precisamente un déficit en la capacidad de hidroxilación. Tres de las cadenas polipeptídicas filamentosas de procolágeno se enrollan una sobre otra, en form a de espiral, constituyendo una triple hélice, excepto en las zonas más ex­ tremas, que adoptan una configuración lineal o estirada. Es interesante destacar que en ambos extremos de las correspondientes cadenas polipeptídicas existe una baja propor­ ción de glicina, de prolina y de hidroxiprolina, en contraste con lo que ocurre en la parte enrollada donde predominan estos tres aminoácidos. La presencia de estas zonas no en­ rolladas en ambos extremos (en especial en el extremo N -terminal) de las moléculas de procolágeno impide que dichas cadenas polipeptídicas se organicen en grandes estructu­ ras de carácter globular o elipsoidal en el interior de la célula. En el aparato de Golgi, las moléculas de procolágeno experim entan nuevas glucosilaciones y quedan preparadas para su transporte al espacio extracelular. En la vertiente extracelular de la membrana, un tipo particular de peptidasas libera un propéptido de cada cadena polipeptídica, lo cual

18

Figura 2-1. Procesos implicados en las distintas etapas de formación de las microfibrillas de colágeno. Síntesis de cadenas pro-a, hidroxüación de residuos de prolina y lisina, glucosilación de residuos de hidroxilinas, autoensamblaje de tres cadenas pro-a en una triple hélice de tropocolágeno y secreción de procolágeno al espacio extracelular.

R. Segura Cardona

'"A -

OH

OH

l^ O H O H

OH

•-

da lugar a la aparición del tropocolágeno “maduro”, constituyente fundamental de las fi­ bras de colágeno (fig. 2-1). Las m oléculas de tropocolágeno se autoordenan dando lugar a la form ación de fi­ lam entos, relativamente largos, conocidos com o protofibrillas cuyo diám etro es de al­ rededor de 5 nm. Las fibrillas de colágeno muestran un patrón de estriación dispuesto, regularmente, en sentido perpendicular al eje longitudinal de éstas. Las moléculas de tro­ pocolágeno se hallan situadas de manera escalonada, con respecto a sus inmediatas veci­ nas, y separadas regularmente unas de otras por un espacio equivalente a la cuarta parte de

C a p ít u l o 2 . B io q u ím ic a del te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u s c u la r

19

Figura 2-2. Microfotografía, al microscopio electrónico, de un haz disgregado de fibrillas de colágeno.

la longitud total de la molécula. Esta disposición escalonada da lugar a un elevado grado de interacción, de carácter electrostático e hidrofóbico, entre las cadenas polipeptídicas contiguas y permite el establecimiento de enlaces o puentes cruzados, de carácter covalente, entre ellas. Con esta disposición, las cadenas o moléculas de tropocolágeno de la pri­ mera capa se hallan situadas al mismo nivel que las ubicadas en la sexta capa. El particular ordenamiento de las moléculas de tropocolágeno en esta estructura fibrilar da lugar a que determinadas zonas de las fibrillas, aquellas en las que coinciden el máximo número de moléculas de tropocolágeno, posean un diámetro o grosor superior al de las zo­ nas vecinas, donde el número de cadenas es inferior. La alternancia de zonas gruesas, cono­ cidas como zonas de “solapamiento”, y de zonas delgadas, conocidas com o zonas “huecas”, confiere a la fibrilla su aspecto ondulado o corrugado y da lugar al típico patrón de estriación. Las protofibrillas se asocian entre sí formando microfibrillas (con un diámetro com ­ prendido entre 10 y 200 n m ), fibrillas de colágeno (con un diámetro entre 0,1 y 0,5 |xm), fibras de colágeno (cuyo diámetro suele variar entre 1 y 12 |xm) y haces de fibras de colá­ geno (fig. 2-2). Las características de estas estructuras de carácter supramolecular están condicionadas, en gran medida, por la naturaleza y proporción de los proteoglicanos aso­ ciados a ellas. Hasta la actualidad se han descrito 16 tipos distintos de fibras de colágeno, que presentan una composición característica en relación con el tipo y proporción de las distintas cadenas polipeptídicas de procolágeno o cadenas a . Existen diversas clases de ca ­ denas a , cada una de ellas codificada por un gen, lo que da lugar a la existencia de dis­ tintos tipos de colágeno que difieren en su composición química, morfología, propieda­ des fisicoquímicas, distribución por los distintos tejidos y características funcionales. Algunos tipos de colágeno, com o los I, II, III, V y IX, constituyen fibras embebidas en la

20

R. Segura Cardona

Tabla 2-1. Tipos de colágeno Tipo

Configuración molecular

Peso molecular de las cadenas a (kD)

I

2 X a l ,a 2

95

Córnea, huesos, ligamentos, piel y tendones

II

3xal

95

Cartílago, humor vitreo y discos intervertebrales

Localización

III

3 X al

95

IV

a l,a 2 , a3 «4, «5, a6

170-180

Membrana basal

V

3xal

120-145

Córnea, huesos, placenta, piel, tendones y vasos sanguíneos

VI

a l ,a 2 , a3

Intestino, piel, útero y vasos sanguíneos

2 X a 2 , a3 140

Cartílago y córnea

340

Piel y útero Esófago, piel y membrana amniótica

VII

3 X al

170

VIII

2 x a l ,a 2

61

IX

a l,a 2 , a3

68-115

C. endotelio vascular Membrana de Descemet Cartílago, humor vitreo y discos intervertebrales

X

3xal

59

XI

a l ,a 2 ,a 3

110-145

XII

3xal

220

Cartílago y piel

340

Tendones

Cartílago calcificación Cartílago y discos intervertebrales

XIII

al

62-67

XIV

3xal

220

Cartílago, piel y tendones

XV

al

125

Placenta

XVI

al

160

Músculo liso de la pared arterial, piel, pulmones y queratinocitos

Cartílago, epidermis, huesos, intestino, músculo estriado y placenta

m atriz intersticial. En con trap osición, el colágeno de tipo IV constituye una red, no fibrilar, co m p o n e n te fu n d am en tal de la m e m b ra n a basal de las células de tip o endotelial, epitelial, m iocárd ico y de m úsculo liso. En la tabla 2 -1 se indican las principales cara cte ­ rísticas de los tipos de colágeno m ás abundantes en nuestro organism o. La función p rincipal del colágeno es co n trib u ir a m an ten er la fo rm a de los distintos órganos y tejidos y la de im pedir una d eform ación excesiva de las estructuras en las que se halla presente. La fibras que form an parte de los tendones y las que se en cuen tran en la piel están constituidas p o r fibrillas dispuestas paralelam ente entre sí. En cam bio, en otros tejidos, co m o el p arénquim a p ulm onar, las fibrillas m u estran una disposición m ás irre­ gular. E n los huesos y los dientes, las fibras de colágeno se disponen fo rm an d o una red trid im en sion al (estabilizada p o r la p resencia de un g ran n ú m ero de enlaces o puentes cruzados) sobre la que se depositan, de m an era ordenada, cristales de hidroxiapatita (una sal de fosfato de calcio). En los cartílagos, la fibrillas se estructuran en una red laxa que les confiere elasticidad y flexibilidad.

C a p it u l o 2 . B io q u ím ic a d el te jid o c o n ju n tiv o y d e l te jid o m u s c u la r ________________________________^

En el tejido conjuntivo joven o de reciente formación, com o en el caso de una cicatriz, las fibras de colágeno se disponen inicialmente al azar y después se organizan de acuer­ do con las características de la zona. Con el paso de los años, y en relación con las carac­ terísticas estructurales y fiincionales de cada órgano o tejido, se establece un número pro­ gresivam ente creciente de puentes o enlaces cruzados, de carácter covalente, lo que ocasiona una pérdida progresiva de elasticidad y flexibilidad.

Elastina La elastina, com o el colágeno, es una proteína de tipo fibroso que, a diferencia de aquél, está constituida por moléculas parecidas a bastones, de alrededor de 10 nm de grosor, dis­ puestos aparentemente al azar, sin una ordenación precisa. Debido a este hecho, la elas­ tina, examinada al microscopio electrónico, muestra una estructura amorfa, desordena­ da, que no presenta las estriaciones características de las fibras de colágeno. El constituyente básico de la elastina, la denominada tropoelastina, está constituida por una sola cadena polipeptídica caracterizada por la presencia de una elevada propor­ ción de glicina, de prolina y de aminoácidos de carácter hidrofóbico y de una pequeña proporción de residuos de carácter iónico. Por otra parte, y a diferencia de lo que ocurre en el colágeno, los residuos de lisina y de prolina no están hidroxilados. Por todo ello, la elastina madura es insoluble en agua, siendo especialmente inerte y muy resistente a la ac­ ción de los ácidos y álcalis diluidos así com o a la de las enzimas de carácter proteolítico. La molécula de elastina contiene un considerable número de zonas o dominios hidrofóbicos que se alternan con segmentos o regiones capaces de establecer uniones covalentes con segmentos de moléculas vecinas. Las propiedades elásticas de la molécula y, en conjunto, de las fibras de elastina están determinadas por el comportamiento de los segmentos de carácter hidrofóbico. La elastina, que por sí sola daría lugar a la formación de un material desorgani­ zado, amorfo, se orienta y ordena en el espacio sobre un “andamiaje” o guía constituido por moléculas defibrilina (segregadas por los fibroblastos o por las células de músculo liso). De esta manera, las moléculas de elastina se organizan para constituir fibras elásticas que pueden ser estiradas hasta más de un 50 % de la longitud que poseen en condiciones de relajación; una vez estiradas, las fibras de elastina pueden recuperar rápidamente su longitud original. Debido a la peculiar función que desarrollan, las cadenas polipeptídicas de elastina adoptan una determinada longitud, com o en una espiral dispuesta al azar. Las m olécu­ las de elastina, enrolladas y entrecruzadas, pueden estirarse y acortarse en el seno de la malla tisular que las mantiene en posición, de tal m anera que el conjunto se com porta com o una cinta elástica. Desde el punto de vista físico, un biopolímero que tiene puen­ tes cruzados entre las moléculas que lo constituyen puede pasar, cuando es estirado, de una situación en la cual se halla enrollado en mayor o m enor grado, al azar, a otra en la que los distintos constituyentes se encuentran orientados, polarizados, en una posición definida. Las moléculas estiradas se adaptan de m anera gradual y adoptan una longitud y forma propias al alcanzar la nueva posición, con un incremento en el grado de ordena­ ción y de organización del sistema. Este mayor grado de ordenación com porta una re­ ducción en la entropía del sistema que, com o ocurre en cualquier otro caso, tiende a au­ mentar de manera espontánea, y confiere la capacidad de recuperación o rebote elástico a las correspondientes fibras. Al cesar la fuerza externa, deformante, la energía “acum u­ lada” en el muelle permite, por medio de un proceso de rebote, recuperar la situación ori­ ginal de la estructura enrollada al azar, dotada de un elevado grado de entropía. Debido a sus peculiares características, las fibras de elastina constituyen un elemento importante en tejidos com o la piel (donde forma una masa de fibras interconectadas), los

22__________________________________________________________ __________________ R. Segura Cardona

ligamentos (donde se dispone en forma de apretados haces fibrosos), las paredes de los grandes vasos (en las que forma capas o placas circulares, fenestradas), etc.

Glucosaminoglicanos y proteoglicanos Las fibrillas de colágeno, de elastina, etc., se encuentran virtualmente embebidas en una matriz que delimita y condiciona su capacidad de desplazamiento y refuerza su estabili­ dad. Esta matriz está constituida por glucosaminoglicanos, un grupo particular de polisacáridos unidos habitualmente, de forma covalente, a determinadas proteínas (consti­ tuyendo los denom inados p roteoglican os), y que son con ocid os com o la sustancia fundamental o el cemento intercelular del tejido conjuntivo. La sustancia fundamental es un material amorfo y transparente que presenta las propiedades de un gel semilíquido. El agua, con los compuestos y elementos de pequeño tamaño disueltos en ella, se halla aso­ ciada de forma laxa a la sustancia fundamental; así se constituye un medio que permite el paso de las moléculas e iones que transitan por el espacio intersticial y condiciona el in­ tercambio de sustancias entre el sistema circulatorio y los distintos órganos y tejidos. El hecho de que el agua se encuentre asociada, en una gran proporción, a los proteoglicanos explica, por ejemplo, por qué resulta difícil aspirar o extraer líquido del tejido conjuntivo por medio de una jeringuilla hipodérmica. La sustancia fundamental está formada por una mezcla de polisacáridos no ramifi­ cados, integrados por siete tipos o variantes distintos, cada uno de los cuales se halla constituido por unidades repetidas de disacáridos. Uno de los componentes de dichos di­ sacáridos es siempre la N -acetilglucosamina o la N-acetilgalactosamina, lo cual ha de­ terminado el nom bre de glucosaminoglicanos para designar a este tipo de compuestos (antes conocidos com o mucopolisacáridos). Los glucosaminoglicanos presentan carga negativa por la presencia de grupos de carácter ácido en el segundo componente del disacárido. Este componente es siempre un ácido hexurónico, com o el ácido glucurónico (derivado de la glucosa) o el ácido idurónico (epímero del ácido glucurónico); todos ellos presentan un grupo carboxilo en el lugar que corresponde al carbono 6 de la molécula y/o grupos sulfato en otras posiciones. En el pasado, estos compuestos fueron conocidos con el nombre, en la actualidad en desuso, de mucopolisacáridos, el cual se utilizaba tanto para designar a los actuales pro­ teoglicanos com o a sus polisacáridos constituyentes. A diferencia de las glucoproteínas presentes en la superficie celular o secretadas al medio extracelular, que están constitui­ das por cadenas ramificadas de oligosacáridos, los glucosaminoglicanos están formados por polisacáridos de tipo lineal, integrados por unidades de disacáridos repetidos un con­ siderable número de veces. Com o se ha expuesto, las unidades básicas de dichos disacári­ dos están compuestas por glucosamina o galactosamina y por ácido glucurónico o ácido idurónico o, en algunos casos, galactosa, ordenados en un patrón estrictam ente alter­ nante y formando polímeros de tipo lineal. De la misma m anera que con un limitado número de aminoácidos puede obtenerse una gran variedad de proteínas, también con unas cuantas moléculas básicas es posible la form ación de un gran núm ero de glucosam inoglicanos. La form a de los m onóm eros constituyentes condiciona o determina las características de los respectivos glucosami­ noglicanos. Pequeños cambios o variaciones en la configuración de los m onóm eros o constituyentes básicos influyen de form a im portante sobre las propiedades de los co ­ rrespondientes derivados; así, la unidad básica del denominado sulfato-4 de condroitina y del conocido com o sulfato de dermatán difieren sólo en la orientación del grupo car­ boxilo, en torno al carbono 5, del correspondiente ácido hexurónico.

C a p it u l o 2 . B io q u ím ic a d el te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u s c u la r ________________________________^

El com portam iento fisicoquímico de este tipo de compuestos, com parado con el de los polisacáridos neutros, es totalmente distinto debido, sobre todo, a la presencia de los grupos carboxilo, de carácter ácido, en el carbono 6 (característicos de los ácidos urónicos). Por otra parte, su elevado grado de polimerización determina su excepcional higroscopia y capacidad de hinchamiento o retención de agua, de form a que este tipo de compuestos puede llegar a absorber agua en una proporción varias veces superior a su peso seco. Así, contribuyen a controlar el contenido en agua del tejido conjuntivo. En estado líquido, libre, las moléculas de glucosaminoglicanos tienen una configura­ ción extendida debido a la repulsión electrostática que existe entre los distintos grupos carboxilados y sulfatados. Integrados en los distintos proteoglicanos dan lugar a la formación de dispersiones que presentan un elevado grado de viscosidad y que pueden convertirse en geles dependiendo de la concentración de los grupos ácidos libres, el valor del pH, la fuerza iónica del medio, etc. En función del grado de viscosidad alcanzado, la sustancia fundamental se com porta com o una barrera, más o menos resistente, a la penetración y difusión de partículas extrañas por el interior de los distintos órganos y tejidos. Cuando existe un gran número de grupos ácidos, libres, no esterificados, los iones di­ valen tes (com o los de calcio) pueden inducir la gelatinización del sistema estableciendo puentes o interacciones cruzadas entre cadenas contiguas. El proceso de gelatinización se halla favorecido, además, por la existencia de interacciones de carácter hidrofóbico entre los grupos m etilo de moléculas contiguas así com o por la esterifícación de los grupos hidroxilo, presentes en los carbonos C -4 y C -6, con ácido sulfúrico. Los geles de polisacá­ ridos y de proteoglicanos hidratados, se caracterizan por su elevado grado de resistencia a la com presión, lo cual, junto a la presencia de fibras de colágeno entremezcladas, les confiere una gran resistencia a la deformación. La familia de los glucosaminoglicanos se divide en tres clases distintas, en fúnción del tipo de azúcares constituyentes y de las uniones que se establecen entre ellos. Estas clases son las siguientes: 1. La del ácido hialurónico, polisacárido libre. 2. La de los glucosaminoglicanos, com o el sulfato de heparán, la heparina y el sulfato de queratán. 3. La de los galactosaminoglicanos, com o el sulfato de condroitina y el sulfato de dermatán. El ácido hialurónico es el glucosaminoglicano predom inante en el tejido conjuntivo laxo, siendo el único que no posee grupos sulfato esterificados con alguno de los grupos hi­ droxilo del disacárido. Este compuesto no se encuentra unido de forma covalente a pro­ teínas. En contraposición, el resto de glucosaminoglicanos, com o el sulfato-4 de condroiti­ na, el sulfato-6 de condroitina, el sulfato de dermatán, el sulfato de heparina, el sulfato de queratán, etc., se hallan unidos de manera covalente a distintos tipos de proteínas consti­ tuyendo los denominados proteoglicanos (conocidos antes como mucoproteínas). Es inte­ resante destacar que el 90-95 % de la masa molecular de los proteoglicanos corresponde a la parte hidrocarbonada (los glucosaminoglicanos). Una vez constituidos, los proteoglica­ nos pueden asociarse, por medio de interacciones de carácter no covalente, con el ácido hialurónico, formando complejos o agregados de gran tamaño. A diferencia de la mayoría de las proteínas, las moléculas de proteoglicanos, así como las de los glucosaminoglicanos, no son lo suficientemente flexibles para formar estructuras globulares sino que mantienen una forma estirada, ocupando un volumen o espacio muy elevado en relación con su pequeña masa. Además, y debido a la presencia de grupos de

24____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

tipo aniónico en la parte lateral de la molécula, de carácter polar, se comportan como com ­ puestos extremadamente hidrofílicos que retienen una gran cantidad de agua y, a la vez, de iones electropositivos (en especial, sodio). Estas características constituyen la base del es­ pacio líquido extracelular y confieren al tejido conjuntivo su particular turgencia. Las propiedades mecánicas del tejido conjuntivo dependen de la presencia, en el seno de la sustancia fundamental, de proteínas fibrosas segregadas al espacio extracelular, las cuales se hallan embebidas en el seno de la sustancia fundamental donde interaccionan con sus componentes por medio de atracciones de carácter iónico, de enlaces o puentes de hidrógeno y por fuerzas de Van der Waals.

Tipos de tejido conjuntivo Las células del tejido conjuntivo, junto con los productos elaborados por ellas (fibras de colágeno, de elastina, la sustancia fundamental, etc.) pueden combinarse en diversas pro­ porciones dando lugar a distintos tipos o variedades de tejido conjuntivo que se diferen­ cian por el componente que predomina en cada uno de ellos o por las características es­ tructurales y funcionales de éstos. En general, podemos distinguir los siguientes tipos o variedades de tejido conjuntivo: 1. 2. 3. 4.

Tejido conjuntivo en sentido estricto; laxo y denso. Tejido cartilaginoso. Tejido óseo. Tejido conjuntivo de características especiales: elástico, reticular-hem ocitopoyético, mucoso y adiposo.

Tejido conjuntivo en sentido estricto Tejido conjuntivo laxo Constituye la variedad más abundante en el organismo. Se dispone com o material de re­ lleno entre las distintas fibras y haces musculares, sirve de soporte o apoyo a los diferen­ tes tipos de células epiteliales (en la piel, las mucosas, las glándulas) y constituye una capa o colchón que protege a los vasos sanguíneos y linfáticos. Está dotado de una consisten­ cia delicada y es flexible pero poco resistente a la tracción. El tejido conjuntivo laxo posee todos los elementos constitutivos del tejido conjuntivo propiamente dicho, sin un marcado predominio de ninguno de ellos: fibroblastos, macrófagos y otros tipos celulares (com o elementos activos), fibras de colágeno y de elastina (com o componentes pasivos, de carácter forme) y sustancia fundamental (com o com po­ nente pasivo, am orfo).

Tejido conjuntivo denso Está constituido por el m ism o tipo de com ponentes que el tejido laxo, pero presenta un mayor contenido y proporción de fibras de colágeno lo que le confiere más resisten­ cia, pero menos flexibilidad. En función de la ordenación que experim entan las fibras de colágeno, se distinguen dos variantes de tejido conjuntivo denso: no m odelado o modelado.

C a p it u l o 2 . B io q u ím ic a d el te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u s c u la r

25

En el tejido conjuntivo denso no modelado las fibras de colágeno se disponen en ha­ ces que no tienen una orientación determinada sino que constituyen una red tridimen­ sional. Esta organización les permite resistir relativamente bien las tracciones o deforma­ ciones ejercidas desde cualquier dirección. En el tejido conjuntivo denso modelado los haces de fibras de colágeno se hallan orientados en una dirección determinada, condicio­ nada por la posición y la función que desarrollan. La orientación que m uestran las fi­ bras de colágeno está determinada por el sentido en que se producen las tracciones que experimenta el correspondiente tejido, de manera que éste pueda ofrecer mayor resisten­ cia a las fuerzas que actúan de m anera habitual sobre él. Los tendones representan el ejemplo más característico de tejido denso modelado. Son estructuras cilindricas, alargadas, que sirven de nexo de unión, y de transmisión de la fuerza entre los músculos y los huesos. Los tendones están formados, fundamental­ m ente, por fibras de colágeno entre las cuales existe una cierta cantidad de sustancia fundamental; espaciados entre la masa fibrosa, y con una baja densidad celular, se hallan algunos fibroblastos. Las fibras de colágeno se organizan en haces primarios, los cuales constituyen agrupaciones de mayor tamaño, o haces secundarios, envueltos o rodeados por tejido conjuntivo laxo donde se encuentran vasos sanguíneos y nervios. La parte más periférica del tendón está recubierta por una cápsula de tejido conjuntivo denso. Debido a su gran riqueza en fibras de colágeno, los tendones son inextensibles y de co ­ lor blanco.

Tejido cartilaginoso El cartílago puede considerarse com o un gel consistente, mantenido en posición por m e­ dio de una malla o entramado constituida por fibras de colágeno y de elastina, presentes en proporciones variables. Se distinguen varios tipos de cartílago (hialino, fibroso, elás­ tico) según la proporción de colágeno y de elastina que contienen. El cartílago hialino es un tejido claro, homogéneo, y constituye un elemento fundamental de las superficies ar­ ticulares; el cartílago fibroso es un material duro, opaco, presente en el menisco articular de la rodilla; el cartílago elástico, de color amarillo, constituye la estructura básica del pabellón auditivo, la epiglotis, etc. (fig. 2-3). Las células presentes en los cartílagos son fibroblastos especializados, conocidos com o condrocitos, los cuales se hallan esparcidos (com o pequeñas islas) en el seno de la m atriz extracelular que ellos mismos han contribuido a generar. El cartílago es una es­ tructura no vascularizada ni drenada por vasos linfáticos (tam poco posee inervación), por lo que el aporte del oxígeno y de los nutrientes necesarios para la actividad de las células se lleva a cabo a partir de los vasos sanguíneos de los tejidos circundantes, con la difusión de las partículas a través de la sustancia fundamental. Debido a este hecho, el cartílago no puede sobrepasar una anchura o grosor determ inados, característicos de cada zona.

Cartílago hialino El cartílago hialino está constituido por agua, que representa alrededor del 75 % de la masa total, y por fibras de colágeno y proteoglicanos, aproximadamente a partes iguales, que constituyen el 25 % restante. Examinadas al microscopio óptico, la fibras de coláge­ no son, de manera habitual, invisibles debido a que presentan el mismo índice de refrac­ ción que la sustancia fundamental. Los proteoglicanos más abundantes en el cartílago

26

R. Segura Cardona

Ácido hialurónico Proteina de fijación

Sulfato de queratán

Sulfato de condroitina

Proteína central

111111111111 'V'ViViTi' i f ' T ' F

l|SV,l I '|l|',lM'iUli'iViV-? i

m

m

^

. . w

w

i / : r

Figura 2-3. Modelo de estructura en escobilla, constituida por agregados de proteoglicanos, presente en el cartílago articular. Las subunidades de proteoglicanos están constituidas por un esqueleto polipeptídico central al que se hallan unidos, de forma covalente, oligosacáridos de sulfato de queratán y sulfato de condroitina. A su vez, dichas subunidades se hallan asociadas, con la ayuda de proteínas de fijación, a largos filamentos de ácido hialurónico.

hialino son sulfato de condroitina y el sulfato de derm atán, responsables, gracias a su marcada hidrofilia, del elevado contenido en agua de este tipo de cartílago. El cartílago hialino es el más abundante en nuestro organismo y participa en num e­ rosas funciones gracias, en gran medida, a su elevada flexibilidad. Form a parte de la na­ riz, la laringe, los extremos centrales o ventrales de las costillas (en los puntos de interco­ nexión con el estern ón), los anillos de la tráquea y de los bronquios, etc. El cartílago hialino se halla presente, además, en la superficie o cara articular de las distintas articu­ laciones de nuestro cuerpo. Por otra parte, este cartílago constituye el molde cartilagino­ so de la mayoría de los huesos durante el desarrollo embrionario y es el componente fun­ damental de las placas epifisarias de los huesos en crecimiento. Cuando se forma esta estructura, las células mesenquimatosas se sitúan en la línea de formación de cartílago (células condrogénicas), varían de morfología y se acumulan en zonas o centros de elevada densidad celular (conocidos com o centros de condrificación) donde se forman y concentran una gran cantidad de células derivadas de aquéllas, cono­ cidas ahora com o condroblastos. Los condroblastos sintetizan y secretan los distintos

C a p it u l o 2 . B io q u ím ic a d el te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u s c u la r ________________________________^

compuestos que constituyen la matriz extracelular y, poco a poco, van quedando atrapa­ dos o aislados en el seno de ésta. Los condroblastos rodeados por m atriz extracelular se denominan condrocitos, los cuales, todavía son capaces de dividirse y de form ar grupos de dos a cuatro células en cada una de las zonas donde han quedado aislados. A medida que las células integrantes de cada uno de estos pequeños grupos elabora más material extracelular se distancian unas de otras, en un proceso en el cual el cartílago crece o se amplía desde el “interior”; a este tipo de crecimiento o expansión se le conoce con el nombre de crecimiento intersticial. En contraposición, las células situadas en la periferia del cartílago se diferencian para form ar fibroblastos los cuales elaboran un tejido conjuntivo denso, irregular, conocido com o pericondrio, encargado del crecimiento y del mantenimiento del cartílago en esta zona. El pericondrio presenta dos capas: una externa, de naturaleza fibrosa, que contie­ ne fibras de colágeno de tipo I y, naturalmente, fibroblastos, junto con una red vascular, y otra, situada más hacia el interior, de mayor densidad celular e integrada por células condrogénicas. Estas últimas evolucionan a condroblastos responsables de sintetizar la matriz intercelular. Debido a esta disposición, el cartílago se expande o crece también por la periferia a través de un proceso conocido com o crecimiento por yuxtaposición. El crecimiento intersticial sólo tiene lugar durante las etapas iniciales de la formación del cartílago hialino (sin embargo, el cartílago articular, que carece de pericondrio, sólo se “expande” por crecimiento intersticial). El cartílago del resto del cuerpo (a excepción del que constituye las placas epifisarias) crece básicamente por yuxtaposición o aposición. La matriz del cartílago hialino contiene sobre todo fibras de colágeno de tipo II y pe­ queñas cantidades de fibras de colágeno de los tipos IX, X y XI. Las fibras de colágeno de tipo II forman haces de tamaño medio, si bien su grosor se incrementa a medida que se alejan de las células que los han formado. La orientación de las fibras de colágeno guar­ da relación con las tensiones y fuerzas de compresión y descompresión a las que se halla sometido el cartílago en cada zona. Así, en el cartílago articular, las fibras próximas a la superficie se disponen en dirección paralela a ésta mientras que las situadas más profun­ damente se orientan con preferencia en forma de columnas más o menos curvadas. En el cartílago hialino articular, la red de fibras de colágeno constituye un elemento de fijación de éste al hueso subyacente, a la vez que le confiere resistencia tensional. Las fibras de colágeno y los proteoglicanos de la sustancia fundamental actúan conjunta­ mente, com o una unidad funcional, y son responsables de las propiedades mecánicas de la superficie articular. El cartílago articular m uestra una m arcada capacidad para de­ formarse y recuperar la forma original así com o la de compensar las pequeñas irregula­ ridades que presenta la superficie del hueso, de form a que la carga o presión que se ejerce sobre él se reparte sobre una superficie más amplia, y de m anera más uniforme, durante la realización de los distintos movimientos. Por último, el cartílago articular ac­ túa com o un am ortiguador siendo capaz de absorber o reducir el im pacto, potencial­ mente lesivo, producido por los incrementos bruscos de la carga o presión ejercida so­ bre el corresp ond ien te hueso. En cualquier caso, la lisura del cartílago así co m o su capacidad para resistir las fuerzas, tanto de tensión com o de compresión, son esencia­ les para su función en la superficie articular.

Cartílago fibroso (fibrocartílago) El cartílago de tipo fibroso contiene un gran número de fibras de colágeno de tipo II y es­ casa cantidad de sustancia fundamental, en la cual predomina el sulfato de condroitina y el sulfato de dermatán. El cartílago fibroso contiene una pequeña cantidad de cartílago

28____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

hialino y de cartílago elástico. A diferencia de los cartílagos hialino y elástico, el cartíla­ go fibroso no posee pericondrio. En el seno del cartílago fibroso se encuentra un pequeño núm ero de condrocitos, dispersos entre la matriz extracelular, que se originan a partir de los fibroblastos cuando éstos empiezan a fabricar proteoglicanos. Los productos elaborados por los constituyen­ tes celulares van envolviendo y aislando a las células que, al final, quedan encastadas en la sustancia resultante de su propia actividad y se convierten en condrocitos. El cartílago fibroso es un componente fundamental de los discos intervertebrales, la sínfisis del pubis, los “discos” articulares, etc. El ejemplo más característico y representa­ tivo de cartílago fibroso lo constituyen los discos intervertebrales. Estos discos, recubier­ tos por una capa de cartílago hialino, se hallan intercalados entre las superficies articula­ res de dos vértebras consecutivas. Cada disco m uestra un centro gelatinoso, conocido com o núcleo pulposo, que contiene abundante cantidad de ácido hialurónico, y células derivadas del notocordio las cuales desaparecen hacia el final de la adolescencia. La m a­ yor parte del núcleo pulposo se halla rodeado por un anillo fibroso, constituido por capas yuxtapuestas de cartílago fibroso que se disponen en sentido vertical entre las dos ca­ pas de cartílago hialino que contactan con la superficie articular de las dos vértebras. El anillo fibroso confiere resistencia frente a las fuerzas de tensión mientras que el núcleo pulposo resiste fundamentalmente a las fuerzas de compresión.

Cartílago elástico Como se deduce de su nombre, el cartílago elástico contiene numerosas fibras de elastina que le confieren un tinte amarillento característico. Las fibras elásticas, con diámetros varia­ bles, son de tipo ramificado y están diseminadas por toda la matriz extracelular, rodeadas por una pequeña cantidad de fibras de colágeno de tipo II, lo que confiere a esta estructura una flexibilidad notablemente superior a la que muestran los cartílagos hialino y fibroso. Este tipo de cartüago form a parte del pabellón auditivo (las orejas), los conductos auditivo externo e interno, la epiglotis, la laringe, etc.

Tejido conjuntivo especial Tejido elástico Está constituido por haces paralelos de fibras elásticas, de gran tamaño, intercalados con fibras de colágeno de pequeño tam año y fibroblastos aplanados que ocupan el espacio que queda entre las primeras. Debido al elevado contenido en fibras de elastina, este teji­ do m uestra un color amarillento característico. La propiedad funcional más destacada es su marcada elasticidad. Uno de los lugares donde existe gran cantidad de tejido elásti­ co son los ligamentos amarillos de la columna vertebral.

Tejido reticular Está integrado por fibras de naturaleza reticular, asociadas íntimamente a células reticu­ lares, y constituye el armazón que delimita y da soporte a las distintas células que se en­ cuentran en los órganos hematocitopoyéticos (médula ósea hematopoyética y órganos linfoides). Las células reticulares son fibroblastos especializados en la formación de fibras reticulares.

C a p it u l o 2. Bioquímica del tejido conjuntivo y del tejido muscular___________________________ W

Tejido mucoso La característica de este tejido es el m arcado predom inio de sustancia fundam ental, amorfa, y el pequeño número de fibroblastos. Debido a la elevada proporción de ácido hialurónico que contiene, con un bajo contenido en fibras de colágeno y todavía más es­ caso de fibras elásticas y reticulares, el tejido mucoso muestra una consistencia gelatino­ sa. El tejido mucoso del cordón umbilical, conocido com o gelatina de W harton, consti­ tuye el ejemplo más representativo de esta variante de tejido conjuntivo.

Bioquímica de la contracción muscular Los movimientos del cuerpo, el trabajo físico, se llevan a cabo por medio de los m úscu­ los. Al contraerse, el músculo modifica su form a, se acorta y acerca dos puntos entre sí o vence una resistencia. El bombeo de la sangre por el corazón, el avance de los alimen­ tos por el tubo digestivo, los movimientos respiratorios y, sobre todo, el mantenimien­ to de la postura corporal y los desplazamientos del organismo, se llevan a cabo por m e­ dio de la contracción muscular. Podemos decir que toda la interminable diversidad de manifestaciones externas que realizan los animales, incluidos los de la especie humana, guardan relación con un proceso único, básico: el de la contracción muscular. Cualquier “idea” o “sentim iento” surgidos en el cerebro acaba, directa o indirectam ente, en los músculos. La realización de movimientos finos, eficientes y coordinados depende de la integri­ dad del sistema muscular, junto con la del sistema nervioso, y de una adecuada utiliza­ ción de la energía m ecánica producida por las fibras musculares cuando actúan sobre un sistema pertinente de palancas óseas. Los músculos, al contrario que las articulaciones y los huesos, están bajo control voluntario, por lo que es necesario conocer con detalle la dinám ica de la célula m uscular y su funcionam iento, para com prender y apreciar las “prestaciones” que puede ofrecer-al sistema nervioso, y valorar sus capacidades y limita­ ciones. El músculo puede ser considerado com o una “máquina” que convierte directamente, y en condiciones muy suaves (a tem peratura ambiente y presión atmosférica norm al), la energía química, potencial, en energía mecánica. Muchas células son capaces de con­ vertir en trabajo mecánico la energía derivada de distintos procesos metabóhcos, utiHzando sistemas rudim entarios de soporte y desplazamiento; pensemos en el perezoso movimiento de una ameba o en el desplazamiento de los leucocitos en los intersticios ce­ lulares. Cuando se produce la especialización celular aparecen y se desarrollan estructu­ ras fibrosas que actúan com o elemento de soporte e intervienen en el proceso de la con­ tracció n . Las células m usculares contienen un gran núm ero de m iofibrillas que constituyen los elementos activos, motores, orientados en dirección paralela al eje prin­ cipal de la célula. En los metazoos pueden distinguirse dos variedades fundamentales de células m uscu­ lares: la célula muscular lisa y la célula muscular estriada. El músculo esquelético de los vertebrados está formado por células estriadas, mientras que el músculo visceral es, en general, de tipo liso y casi siempre, presenta actividad espontánea, automática. El m úscu­ lo cardíaco ocupa una posición interm edia: presenta estriaciones transversales pero muestra actividad espontánea. Com o se expone más adelante, el carácter estriado está de­ terminado por la presencia de bandas o zonas claras y oscuras dispuestas de forma alter­ nada a lo largo del eje principal de la fibra o célula muscular.

30____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

Estructura del músculo esquelético El músculo esquelético, estriado o voluntario (porque actúa en general bajo el control de la voluntad) es un órgano complejo constituido por muchas células, o fibras musculares, agrupadas en haces o fascículos por medio de una envoltura de tejido conjuntivo. Los vasos sanguíneos se ramifican en el interior del músculo, y forman una fina e intrincada red vascular que permite que cada célula muscular se ponga en estrecho contacto con los capi­ lares sanguíneos, a través de los cuales se realizan los procesos de intercambio entre las cé­ lulas y la sangre. Las fibras o filetes nerviosos también constituyen una complicada red que suministra terminaciones nerviosas a cada una de las células musculares a la vez que recoge y transmite información desde el sistema musculosquelético al sistema nervioso central. Las células musculares, denominadas también fibras musculares, son alargadas y en forma de huso, con una longitud que varía entre pocos milímetros y varios centímetros; el diámetro o grosor de las fibras musculares es, por término medio, de 30 a 40 )xm, os­ cilando entre 10 y 100 (xm. La fibra muscular posee muchos núcleos que ocupan una si­ tuación excéntrica, desplazados por los elementos fibrosos ubicados en la parte interior de la fibra. A su vez, la fibra m uscular está limitada p or una m em brana, denom inada sarcolema. El citoplasma soluble, conocido com o sarcoplasma, baña los orgánulos intracelulares entre los que destacan las miofibrillas, las mitocondrias y los núcleos celulares. Cada fibra muscular contiene numerosas miofibrillas, elementos fibrosos de 0,5 a 2 |xm de grosor, que se agrupan de manera ordenada en el interior de la célula muscular. Las mio­ fibrillas, que presentan bandas claras y oscuras alternadas, se agrupan en haces paralelos de forma que las zonas correspondientes a cada tipo de banda coinciden todas al mismo nivel, lo que confiere al conjunto el aspecto de discos que cruzan la totalidad de la fibra muscular. El aspecto que muestran las estriaciones de la miofibrilla, y de la fibra muscular en su conjunto, depende del punto de enfoque del m icroscopio. Si se enfoca el m icroscopio un poco por debajo de la fibra muscular se aprecian bandas claras y oscuras, dispuestas de forma alterna. En estas condiciones, las bandas oscuras corresponden a regiones o seg­ mentos que contienen material de elevado índice de refracción y, a la vez, birrefringente o anisotrópico, por cuya razón reciben el nom bre de bandas A. Las bandas claras pre­ sentan menor índice de refracción y no son birrefringentes, o anisotrópicas, sino isotrópicas, por lo que se denominan bandas I. En el centro de cada banda A se encuentra una franja de índice de refracción menor a la que se llama zona H; por otra parte, en el centro de cada banda I se encuentra una delgada y densa línea de material que muestra un ele­ vado índice de refracción, por tanto muy oscura, a la que se conoce con el nombre de lí­ nea Z (del alemán zwischen = entre) (fig. 2-4). Existe una estrecha relación entre el grado de birrefringencia de las bandas A y el po­ der contráctil por unidad de peso de m úsculos similares. En diversos tipos de atrofia muscular la reducción de fuerza por unidad de peso del músculo se acom paña de una disminución paralela en el grado de birrefringencia de las correspondientes bandas A.

Estructura de la miofibrilla La descripción de la miofibrilla presentada por la histología clásica ha sido confirmada y am ­ pliada con nuevos datos obtenidos por medio de microscopía de interferencia y del m i­ croscopio electrónico. Cada miofibrilla está constituida por unos delgados filamentos, de­ nom inados miofilam entos, dispuestos en sentido longitudinal, con una distribución perfectamente establecida y que se repite de manera regular. Existen dos tipos de miofila-

C a p ít u l o 2 . Bioquímica del tejido conjuntivo y del tejido muscular

31

Fibra muscular Banda

Línea Banda Banda

Miofibrilla Z

Sarcómero Z

> -<

U X L m JM X TT7 m

-< -<

OO

Miofibrilla

Moléculas de actina G

> > -

TT T rr

u

> -

■ W

§880688888068888806888880688 Filamento de actina F

J

) ) - i ■ > Filamento de miosina

Moléculas de miosina

Figura 2 -4. Estructura de una miofibrilla. Disposición de los miofilamentos en el sarcómero y constitución de los miofilamentos gruesos (de miosina) y delgados (de actina).

mentos que determinan, en función de su disposición u ordenación en el interior de la miofibrilla, el aspecto estriado de esta última. En la banda A se encuentran miofilamentos de­ nominados gruesos, que poseen un diámetro comprendido entre 10 y 11 nm y una longitud de 1.500 nm (1,5 |xm), separados alrededor de 45 nm entre sí, que se extienden de un ex­ tremo a otro de la banda A. En la banda I los miofilamentos son más delgados, con un diá­ m etro comprendido entre 5 y 8 nm; estos miofilamentos, que parten de la línea Z, tienen una longitud de 1.000 nm (1,0 |xm), se prolongan más allá de la banda I y penetran en una cierta extensión en el interior de la banda A, entre los miofilamentos gruesos. En las zonas donde coexisten o se superponen ambos tipos de miofilamentos el material muestra el ín­ dice de refi"acción más alto. En esta zona, cada miofilamento grueso se halla rodeado por seis m iofilamentos delgados, adoptando el conjunto una disposición hexagonal; a su vez, cada miofilamento delgado se encuentra rodeado por tres miofilamentos gruesos. La dis­ tancia de separación entre los filamentos gruesos y los delgados es tan sólo de 15 a 20 nm.

32____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

La unidad estructural, y hasta cierto punto funcional, de la miofibrilla es la porción de sustancia comprendida entre dos líneas Z consecutivas. Esta unidad, conocida con el nom ­ bre de sarcómero, se repite miles de veces a lo largo de la miofibrilla. Cada sarcómero está integrado por la banda A, en su parte central, y por cada una de las mitades adyacentes de la banda I, en las partes laterales. La longitud de los sarcómeros varía entre las diversas es­ pecies animales; es de alrededor de 2,5 (xm en la rana y de 2,3 |jLm en el conejo. En gene­ ral, existe una relación inversa entre la longitud del sarcómero y la frecuencia de contrac­ ción del correspondiente músculo; así, se ha observado que en los insectos los músculos rápidos de las alas tienen sarcóm eros de longitud inferior a 1,8 ¡jim m ientras que los músculos de las patas, más lentos, poseen sarcómeros de longitud superior a 3,5 [Jim. Durante la contracción muscular la banda I se reduce de grosor, la zona H también se reduce, y puede acabar p or desaparecer, y las líneas o discos Z se aproxim an entre sí pero, en cambio, la banda A no se modifica.

Composición bioquímica de la miofibrilla Las miofibrillas del músculo estriado contiene cuatro proteínas principales: miosina, actina, tropomiosina y troponina. La primera constituye la base de los filamentos gruesos y las otras tres forman parte de los filamentos delgados. Además de estas cuatro proteínas básicas, la miofibrilla posee muchas otras proteínas cuya función, en algunos casos, no se ha podido determinar todavía. La proteína más abundante es la miosina, que representa el 44 % del to­ tal de las proteínas, seguida de la actina, que constituye el 22 % de éstas; la tropomiosina y la troponina contribuyen en un 5 %, cada una, al total de las proteínas de la miofibrilla. Proteínas presentes en la miofíbrilla Com ponente Miosina Actina Tropomiosina Troponina TnC TnT Tnl Titina Proteína C Miomesina a-actinina P-actinina y-actinina Creatinquinasa

Ubicación Filamento Filamento Filamento Filamento

grueso delgado delgado delgado

“Filamento” de unión Filamento grueso Línea M Línea Z Filamento delgado Filamento delgado Línea M

Peso molecular 485.000 42.000 68.000 70.000 18.000 3L 000 2L 000 800.000 140.000 X 165.000 185.000 71.000 35.000 84.000

Si bien todas las proteínas de la miofibrilla están relacionadas con la contracción, cada una de ellas tiene una función específica. El proceso básico de la contracción muscular se lleva a cabo, fundamentalmente, gracias a la interacción entre la actina y la miosina. No obstante, estas dos proteínas por sí solas serían incapaces de producir la contracción en el músculo intacto; la tropomiosina y la troponina intervienen directamente en la activa­ ción y la regulación del proceso contráctil.

C a p it u l o 2. Bioquímica del tejido conjuntivo y del tejido muscular

33

Miosina La miosina es una molécula de gran tamaño, con un peso molecular de 485.000 D; tiene forma de palo de golf con una parte lineal, larga, y una zona ovalada, globular, más cor­ ta. En conjunto, la molécula mide 150 nm de longitud y posee un grosor de alrededor de 2 nm en la parte lineal y de 5 nm en la parte globular. La miosina está constituida por seis cadenas polipeptídicas: dos de gran tam año y elevado peso molecular, y cuatro de pe­ queño tamaño y bajo peso molecular. Las dos primeras se encuentran enrolladas entre sí, y constituyen las denominadas subunidades o cadenas pesadas, mientras que las cuatro cadenas de pequeño peso molecular están adosadas a la superficie de la zona globular y forman las denominadas cadenas o subunidades ligeras. La parte de la cola de la m olécula de m iosina puede disociarse del resto de la m o ­ lécula por medio de digestión parcial con tripsina. Los fragmentos resultantes se cono­ cen con el nom bre de meromiosina ligera, la parte que corresponde a la “cola”, con un peso m olecular de 145.000 D, y de meromiosina pesada, la parte más corta, correspon­ diente a la “cabeza” la cual posee un peso m olecular aproximado de 340.000 D. La m e­ romiosina pesada posee actividad enzimática, es capaz de hidrolizar el trifosfato de adenosina (ATP) y constituye la parte funcional más im portante de la m olécula; la zona globular de la meromiosina pesada interacciona y se fija con fuerza a la actina durante el proceso contráctil. En contraposición, la parte lineal, o cola, de la molécula no muestra actividad enzimática pero, en cambio, es la que determina todas las características de so­ lubilidad y de capacidad de agregación de unas moléculas con otras cuando se consti­ tuye el filamento grueso; este segm ento de la m olécula posee una configuración casi completamente helicoidal. Cada cadena polipeptídica de este segmento se enrolla sobre otro formando una estructura en doble hélice. La meromiosina pesada puede ser diso­ ciada, por medio de la digestión con papaína, en tres fragmentos: dos de tipo Si y uno de tipo S2 . Toda la capacidad enzimática y de interacción con la actina radica en los frag­ mentos Si. Cada filamento grueso está constituido por varios centenares de moléculas de miosi­ na asociadas entre sí en la zona lineal, o bastón, del palo de golf a que se asemeja la m o ­ lécula entera. La estructura básica de cada filamento grueso lo constituye el agregado de moléculas de miosina que se organizan de manera que todas las situadas en la parte de­ recha poseen las cabezas situadas y orientadas hacia el extrem o derecho del filamento, siguiendo el principio denominado de “polaridad”, mientras que las de la parte izquier­ da del filamento se sitúan y orientan hacia el extremo izquierdo del filamento, siguiendo también el principio de polaridad. La parte central del filamento, donde se proyectan las colas de las moléculas de miosina ubicadas en las zonas periféricas de éste, carece de ca­ bezas de miosina y, por tanto, de actividad enzimática. Las colas, o parte lineal, de las m o­ léculas de miosina, se adhieren o asocian unas a otras, formando la espina dorsal del fi­ lamento, mientras que las cabezas sobresalen y se proyectan lateralmente por parejas, enfrentadas entre sí (es decir, formando un ángulo de 180°) y separadas, o distanciadas a lo largo del miofilamento, 14,3 nm. El resultado es la formación de un haz de moléculas de miosina, con botones o protuberancias que sobresalen lateralmente y que muestran un patrón que se repite cada 42,9 nm a lo largo del filamento grueso.

Actina La actina es el principal constituyente de los filamentos delgados. La unidad elemental de los filamentos delgados es la actina G, o actina globular, con un peso m olecular de

34____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

42.000 D. La actina G se agrega espontáneamente formando un polímero conocido como actina F, o filamentosa, con un peso molecular muy superior al del m onómero globular; en el músculo intacto, la actina se halla sólo en forma F. A su vez, los filamentos de actina se enrollan formando una doble hélice, con un paso de rosca característico. Cada m onóm e­ ro de actina, o actina G, posee un diámetro o eje mayor de 5,4 nm; dado que entre un entrecruzamiento y el inmediatamente posterior se hallan siete unidades o monóm eros de actina, la distancia entre un punto de entrecruzamiento y el siguiente es de alrededor de 37 nm. A su vez, la disposición de los monómeros de actina sobre cada uno de los “hilos” o polímeros de actina, no es exactamente igual para los dos componentes sino que existe un cierto grado de desplazamiento entre unos y otros; esto determina que, a lo largo del fi­ lamento delgado, aparezca un monómero o unidad de actina G cada 2,7 nm. La actina se fija fuertemente sobre las cabezas de miosina y estimula la actividad enzimática, ATPasa, de la miosina, siendo ambas funciones esenciales para el desarrollo del proceso contráctil. Además de estas funciones, los filamentos de actina constituyen el soporte donde se ubican y, a través del cual, ejercen su acción las proteínas de carácter re­ gulador (troponina y tropomiosina).

Tropomiosina La tropomiosina es una proteína muy estable que presenta propiedades únicas como pro­ teína de tipo fibrilar. Junto a la troponina, constituye lo que se ha denominado “tropo­ miosina nativa”, complejo por medio del cual los iones de calcio regulan el ciclo con ­ tracción/relajación del complejo actina-miosina. La tropomiosina es una molécula alargada, asimétrica, con un peso molecular de alre­ dedor de 68.000 D y una longitud de 38,5 nm, y tiene una configuración helicoidal en casi toda su extensión. La característica más im portante de la tropomiosina es la de form ar parejas de agregados, enrolladas entre sí en form a de una doble hélice, colocadas a lo largo de la ranura o canal que form an los siete restos de actina que cubren la distancia de uno a otro entrecruzamiento del filamento delgado. Cuando el músculo está relaja­ do, la tropom iosina se halla estratégicamente situada bloqueando las zonas de interac­ ción que, en cada m onóm ero de actina, sirven para activar las correspondientes cabezas de miosina; en tanto en cuanto la tropomiosina se encuentra en dicha posición (o confi­ guración) la miosina es incapaz de hidrolizar al ATP (al menos, al ritmo que se requiere para producir la contracción m uscular). Para que pueda producirse la activación de la miosina, y la contracción de la fibra muscular, la tropomiosina debe “desplazarse” de su posición de bloqueo y dejar libres las zonas del m onóm ero de actina que interaccionan con las cabezas de miosina.

Troponina La troponina es una proteína de tipo globular con un peso m olecular aproxim ado de 70.000 D. La troponina muestra una especial afinidad para los iones de calcio y para la tropomiosina. Está compuesta por tres polipéptidos o subunidades: troponina C (TnC ), troponina T (TnT) y troponina I (T nl). Las moléculas de troponina se hallan unidas a uno de los extremos de las cintas o ca­ denas de tropomiosina a través de la subunidad TnT, de manera que existen dos m olécu­ las de troponina cada 38,5-40 nm de distancia sobre el filamento delgado. Las otras dos subunidades de la troponina, la TnC (fijadora de calcio) y la Tnl (subunidad inhibidora), poseen la propiedad de fijar iones de calcio y de inhibir o impedir la activación de la m ió-

C a p it u l o 2 . B io q u ím ic a d el te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u s c u la r ________________________________^

sina por la actina, respectivamente. Cuando el calcio se une en cantidad suficiente a la subunidad C de la troponina (T n C ), la m olécula entera cam bia de configuración, lo cual determina el desplazamiento de la tropomiosina hacia zonas más profundas de la ra­ nura o canal que forman las unidades de actina en el filamento delgado, y así se modifi­ ca el grado de interacción actina-m iosina y se potencia de manera intensa la actividad ATPasa de las cabezas de miosina.

Dinámica de la contracción muscular Cuando se estira pasivamente un músculo que está en reposo puede comprobarse que la banda A no se modifica mientras que la banda I se hace más ancha, más amplia. Por otra parte, cuando un músculo se contrae activamente, se observa que la banda A tampoco se modifica pero, en cambio, la banda I disminuye progresivamente de grosor o anchura, lle­ gando, incluso, a desaparecer por completo cuando el grado de acortam iento supera un cierto valor. Este comportamiento se explica por medio de la denominada teoría del desli­ zamiento, propuesta hace casi cincuenta años por A. F. Huxiey y Niedergerke y por H. E. Huxley y Hansen, según la cual los miofilamentos delgados, constituidos por actina (como elemento básico) y por troponina y tropomiosina, se deslizarían de manera concéntrica so­ bre los miofilamentos gruesos de miosina, sin cambio alguno en la longitud de éstos. Así, cada sarcómero experimentaría un cierto grado de acortamiento a partir de la aproxima­ ción de cada uno de sus extremos, o líneas Z, hacia su parte central. Si bien cada sarcómero sólo puede acortarse, com o m áxim o, 1 |Jim a partir de su posición de reposo, el acorta­ miento de los miles de sarcómeros dispuestos en serie, que contiene, una fibra muscular, de­ termina que ésta pueda experimentar un grado de acortamiento considerable (fig. 2-5). La evidencia que confirma esta teoría se desprende de las observaciones realizadas tan­ to con el microscopio óptico como con el microscopio electrónico, así como de los estudios realizados con técnicas muy sofisticadas, com o la resonancia paramagnética, la difracción de rayos X, el seguimiento de marcadores fluorescentes, etc. El examen de las microfotografias obtenidas, de manera secuencial, con el microscopio óptico permite comprobar que a medida que el músculo se contrae, y se reduce la longitud de cada sarcómero, la ampli­ tud o anchura de las semibandas I, así com o de la zona H, se reduce en proporción al gra­ do de acortamiento del sarcómero, mientras que la de la banda A no se modifica. Por otra parte, estudios llevados a cabo con el microscopio electrónico ponen de manifiesto que tan­ to los filamentos gruesos com o los delgados presentan la misma longitud cualquiera que sea el grado de acortamiento del sarcómero. En estas circunstancias, y como se muestra en la figura 2-5, lo que se produce es un desplazamiento o “deslizamiento” concéntrico, a par­ tir de los discos o líneas Z de cada sarcómero, de los filamentos delgados sobre los gruesos, de manera que los primeros ocupan una proporción progresivamente mayor del espacio central del sarcómero, y se reduce el espacio que corresponde a la zona H. Estos cambios son evidentes y fáciles de com probar para variaciones en la longitud de la fibra muscular cuando los sarcómeros poseen una longitud (o anchura) superior a 2 |jLm. En cambio, cuando la fibra muscular muestra un grado de acortamiento menor, y los correspondientes sarcóm eros una longitud inferior a 2 |jLm, la imagen resulta más compleja debido al solapamiento o superposición de los filamentos delgados de una m i­ tad del sarcómero sobre los de la otra mitad. La fuerza que determina el desplazamiento relativo de un tipo de filamentos sobre el otro se origina com o resultado de la interacción entre las cabezas de miosina, presentes en los filamentos gruesos (donde sobresalen lateralmente respecto al eje o espina dorsal

36____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

'/21

Y2 i

------ i------ 1 —i-------1-------------- A--------------- ^

I— H— I % 120

a I

100

|

S 2,8 nm A 1,5 I

1 ,3 |jm

S

2 ,3 nm

I

A 1,5 I 0,8 |am

I

A 1,5|im

I

|

-----------------------S-

S

90

I

I

2 ,0 lam 0 ,5 ntn

- - S ----- ------------ 1

Figura 2-5. Esquema del proceso de acortamiento de un sarcómero, por medio del deslizamiento de los miofilamentos delgados sobre los gruesos. A, banda A; a, mioñlamento delgado (de actina);I, banda I; m , m ioñlam ento grueso

\

S 1,8 nm ^ 1,5 nm ' 0,3 nm - S —

------------------- 1

S 1 ,5 |.im A 1,5 |im

60 J ™ ' .... I

o

(de miosina); S, sarcómero.

de éstos) y las moléculas de actina situadas en los filamentos delgados. Las cabezas de miosina, que forman un ángulo de aproximadamente 90° con el eje del filamento grueso, se unen fuertemente con determinados puntos de las moléculas de actina y, a continua­ ción, experimentan un movimiento de remo o flexión de alrededor de 45°, y arrastran consigo a la estructura sobre la que se han fijado (el filamento delgado). Llegado este punto, las cabezas de miosina se separan o “disocian” de los puntos de fijación y vuelven

C a p ít u l o 2 . B io q u ím ic a d e l te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u s c u la r ________________________________^

a su posición inicial donde se “enfrentan” a otros puntos del filamento delgado y se ini­ cia un nuevo m ovim iento o ciclo de fijación-flexión-arrastre-disociación-extensión (o recuperación de la posición vertical). El proceso de fijación o de interacción de las cabezas de miosina sobre las moléculas de actina se conoce como establecimiento de “puentes cruzados” entre uno y otro filamento. Dada la orientación (polaridad) y la simetría que muestran las cabezas de miosina situadas a uno y otro lado del sarcómero, los consecutivos movimientos de flexión pueden ser com ­ parados a dos equipos o grupos que reman hacia el centro de la banda A, con lo cual se pro­ duce el acercamiento progresivo de los filamentos delgados hacia la parte central, y así se reduce la distancia entre los discos o líneas Z y se acorta el músculo correspondiente. Para conseguir un efecto apreciable, cada etapa o ciclo de fijación-flexión-arrastre-disociación-extensión debe repetirse varias veces dado que en cada ciclo se logra un des­ plazamiento relativo de unos 10 nm, que corresponde a un acortam iento de tan sólo el 1 % de la longitud del sarcómero en reposo. La energía necesaria para inducir las modificaciones que experimentan las cabezas de miosina (y que se ha comparado gráficamente a los movimientos de un equipo de remo sobre una em barcación) se obtiene por medio de la hidróhsis del último enlace fosfato del ATP y la liberación de sus productos. Debido a su reducido tamaño, es imposible ob­ servar directamente el ciclo de formación y de disociación de los puentes cruzados entre ambos filamentos (los m ovim ientos de flexión y extensión de las cabezas de miosina, com o en un movimiento de rem o); no obstante, disponemos de considerables datos in­ directos que confirman esta interpretación. Las cabezas de miosina son capaces de hidrolizar, por sí mismas, al ATP. Sin embargo, lo hacen a un ritm o muy lento; se calcula que una molécula o cabeza de miosina es ca ­ paz de hidrolizar tan sólo una molécula de ATP cada veinte segundos, o más, lo que no permite (a todas luces) generar energía a la velocidad que se necesita o consume durante el desarrollo de una contracción normal. De hecho, las primeras moléculas de ATP que se unen a las cabezas de miosina son escindidas rápidamente a nivel del último enlace fos­ fato, pero los productos de la reacción, ADP y fosfato, se separan o disocian muy lenta­ mente, y permanecen durante un cierto tiempo en el centro activo de la parte enzimática con lo que enlentecen o bloquean todo el proceso. Así, la lentitud en el proceso de disociación del ADP y del fosfato constituiría el factor limitante en el proceso de hidrólisis del ATP por parte de las cabezas de miosina aisladas, sin conexión con la actina. En cambio, en el momento en que se añade actina o, in situ, las cabezas de miosina interaccionan con determinadas regiones o zonas de los monómeros de actina, se desbloquea el proceso y la hidrólisis del ATP (con la correspondiente libera­ ción de sus productos) se produce de m anera explosiva. Se calcula que, en estas condi­ ciones, cada cabeza de miosina es capaz de hidrolizar una molécula de ATP cada 50 milisegundos, de manera que el ritm o de transform ación del ATP es ahora 400 veces más rápido que cuando actúa la miosina sola. De acuerdo con lo expuesto en el párrafo anterior, puede decirse que la actina poten­ cia (activa) la acción hidrolítica, ATPásica, de la miosina, acelerando la liberación de los productos de la reacción y dejando libre el centro activo para actuar sobre nuevas m olé­ culas de ATP. En realidad, es la actina filamentosa (la actina polimerizada), y no los m o­ nómeros de actina, la que posee la capacidad de activar a la miosina. Inmediatamente antes y durante la reacción que da lugar a la disociación del ADP y del fosfato, resultantes de la hidrólisis del ATP, la actina y la miosina se hallan estrecha­ mente unidas formando un complejo conocido com o actomiosina. Cuando se escinde el ATP y se libera la energía acumulada en el sistema se produce un cambio en la confi-

38

R. Segura Cardona

B

Figura 2-6. Mecanismo por el que se produce el deslizamiento de los miofilamentos delgados (de actina) sobre los filamentos gruesos (de miosina). La contracción se inicia cuando los iones de calcio interaccionan con la subunidad TnC de la troponina, situada sobre el miofilamento delgado. A. Reposo. B. Activación.

guración de las cabezas de miosina, equivalente a un movimiento de remo o de flexión sobre el eje principal del filamento grueso, lo que determina el arrastre a lo largo de una pequeña distancia del filamento delgado hacia el centro del sarcómero (fig. 2 -6 ). Para que el proceso pueda repetirse, y las cabezas de m iosina se fijen sobre nuevos puntos de unión, es preciso que la miosina se separe o disocie del punto sobre el cual se había fija­ do sobre el filamento delgado, lo cual sólo puede lograrse introduciendo una molécula de refresco de ATP sobre la cabeza de la miosina. A partir de ese momento, el complejo miosina-ATP se separa de la actina, las cabezas de miosina adoptan una nueva configuración, se sitúan o tra vez en posición “vertical” o extendida y puede iniciarse un nuevo ciclo. Así, el proceso tiene lugar a base de form ar y deshacer, de m anera cíclica, periódica.

C a p it u l o 2 . B io q u ím ic a d el te jid o c o n ju n tiv o y d el te jid o m u s c u la r ________________________________^

com plejos tem porales de actom iosina, a expensas de la participación del ATP en los procesos de asociación y de disociación entre actina y miosina. Cuando este proceso tiene lugar in vitro, es decir en un tubo de ensayo, la repetida in­ teracción entre la actina y la miosina, a expensas del ATP, produce una progresiva reduc­ ción en la con cen tración de este nucleótido y la consiguiente acum ulación de ADP y fosfato. En el m om ento en que la concentración de ATP disminuye por debajo de unos valores mínimos, el proceso se bloquea y la actina y la miosina quedan fijadas entre sí de manera permanente, dando lugar a la form ación de un denso precipitado, o mazacote proteico, conocido com o superprecipitado de actomiosina. Este proceso en el músculo intacto corresponde al fenómeno conocido com o “rigidez cadavérica”, situación a la cual se llega por las mismas razones que las que impiden la disociación del com plejo actina-miosina in vitro. Con la muerte de la persona, o del animal, cesa la síntesis de ATP, por lo que el existente en el momento de la muerte se va degradando, si bien muy lentamen­ te, por efecto de la acción ATPásica de las cabezas de miosina. Cuando la concentración de ATP se reduce por debajo de un determinado valor, las cabezas de miosina permane­ cen unidas a los correspondientes puntos de fijación de la actina y el m úsculo queda “congelado”, rígido, en la posición en que se encuentra en ese momento.

Participación de los iones de calcio en la regulación de la contracción muscular Los polímeros de actina (actina F o actina filamentosa) aislados de los otros com ponen­ tes que forman parte de los filamentos delgados, activarían de forma permanente, ininte­ rrumpida, las cabezas de miosina con lo que se produciría una hidrólisis continua de ATP hasta su total agotamiento. En contraposición, la actina presente en los filamentos del­ gados intactos, completos, no posee capacidad para activar la miosina, a menos que se hallen presentes iones de calcio en una concentración mínima. El calcio necesario para desencadenar el proceso con tráctil en el m úsculo intacto proviene, esencialmente, del contenido en unas estructuras intracelulares de reserva de este ion, conocido com o retículo sarcoplasmático (retículo endoplasmático liso de la cé­ lula muscular). Además, en la dinámica de los iones de calcio participan las mitocondrias (que actúan amortiguando los excesos) y el calcio extracelular (que fluye desde el exterior de la célula hacia el espacio intracelular com o “refuerzo” del flujo interno). El control o regulación del grado de activación de las cabezas de miosina por parte de la actina y, por tanto, de la intensidad de la hidrólisis del ATP, tiene lugar a través de la interacción de los iones de calcio con la troponina e, indirectamente, con la tropomiosina, proteínas de carácter “regulador” aisladas a finales de los años sesenta, cuando Ebashi y cois, descubrieron su papel en el proceso de la contracción muscular. La concentración de calcio en el citoplasma de una célula muscular en reposo es muy pequeña, del orden de 10“®M, la cual es aproximadamente 100.000 veces m enor que la del calcio libre presente en el medio que rodea la célula. En el m omento en que el m úscu­ lo es excitado de manera adecuada, se produce una rápida liberación de calcio a partir de las reservas del retículo sarcoplasmático, con un m arcado incremento de su concen­ tración en el espacio citoplasmático y, a continuación, una rápida hidrólisis del ATP y el desarrollo de una fuerza o tensión por parte de la célula muscular, la cual, dentro de ciertos límites, es proporcional a la concentración de iones de calcio. Los iones de calcio actúan fijándose sobre la subunidad C (TnC ) de la troponina que posee cuatro lugares o puntos de fijación para el calcio. A medida que se van incorpo­

40____________________________________________________________________________ R. Segura Cardona

rando iones de calcio sobre la troponina C, se modifica la configuración del complejo global de la troponina que, a su vez, produce cambios en la configuración de la tropomiosina con la que se halla íntimamente conectada. El cambio de configuración experi­ mentado por la tropomiosina va seguido de la supresión del “bloqueo” que este péptido estaba ejerciendo sobre los puntos o zonas de activación de la miosina, situados sobre los correspondientes m onóm eros o unidades de actina, con lo que, finalmente, se esti­ mula o activa la acción ATPásica de las moléculas de miosina, se produce la transducción de la energía química del ATP en energía mecánica y el acortamiento del sarcómero. La contracción del músculo depende de la disponibilidad de iones de calcio, en una concentración adecuada, y su relajación está determ inada por la reducción en la co n ­ centración intracelular de dichos iones por debajo de un valor crítico. La transición rá­ pida entre el estado de contracción y el de relajación depende del adecuado flujo de iones de calcio entre el retículo sarcoplasmático y la miofibrilla. El retículo sarcoplasmático está constituido por una red de túbulos y vesículas que ro­ dean las miofibrillas. Cuando llega un estímulo nervioso a la célula muscular se produce la despolarización de la membrana o sarcolema y, a su vez, se afecta la permeabilidad de las membranas que constituyen el retículo sarcoplasmático. En cuanto se incrementa la permeabilidad de dichas membranas, los iones de calcio, almacenados en el interior del retículo, diftinden pasivamente hacia su entorno inmediato, se ponen en contacto con los miofilamentos presentes en su proximidad, y se unen a la subunidad C de la troponina desencadenando la secuencia de reacciones que culminan con la activación de la miosina y la hidrólisis del ATP. Al cesar la estimulación, la membrana celular se repolariza, el re­ tículo sarcoplasmático capta, por medio de un proceso activo, los iones de calcio disper­ sados durante la despolarización precedente y se interrumpe la actividad contráctil. La despolarización de la membrana del retículo sarcoplasmático, que da lugar a la li­ beración de los iones de calcio, comienza en la placa m otora (el punto donde contactan y se unen las terminales nerviosas con la célula m uscular). Con objeto de que todas las miofibrillas de una determinada fibra muscular se contraigan de manera uniforme, sin­ crónica, y no unas antes que otras, la m em brana de la célula m uscular presenta múlti­ ples invaginaciones, conocidas com o túbulos transversos, que penetran hasta las partes más profundas de la célula y establecen contacto con las membranas que constituyen el retículo sarcoplasmático, por alejadas de la superficie que se encuentren estas últimas. A uno y otro lado de cada túbulo transverso (o túbulo T) existe una expansión o cis­ terna del retículo sarcoplasmático. El complejo constituido por un túbulo transverso y dos cisternas contiguas, adosadas a él, se conoce con el nombre de tríada. En las tríadas, la despolarización experimentada por la membrana celular, y propagada a lo largo de los túbulos transversos, provoca un cambio en la permeabilidad del sistema del retículo sar­ coplasmático con una rápida e intensa liberación iones de calcio.

BIBLIOGRAFÍA Banks P, Barthey W, Birt LM. The biochemistry o f tissues. Jonh Wiley and Sons. Gartner LP, Hiatt JL. Histología: Texto y atlas. McGraw-Hill. Interamericana. Junqueira LC, Carneiro J. Histología básica. 4 ? ed. Barcelona: Masson. Lamb DR. Fisiología del ejercicio. McMillan Publishing Co, Inc.

Capítulo 3

Biomecánica del liueso A. ViLADOT VOEGELI Y J. C. LORENZO ROLDÁN

El hueso desempeña dos tipos de funciones fundamentales; funciones mecánicas de so­ porte del organismo y de protección de los órganos internos, y funciones fisiológicas de control del metabolismo del calcio, fósforo y magnesio. En el estudio del hueso, éste puede considerarse tanto com o un tejido, com o una es­ tructura.

El hueso como tejido Si consideramos el hueso com o un tejido observamos que está constituido por: células (osteoblastos y células de superficie en descanso, osteocitos y osteoclastos) y por la sus­ tancia intercelular que se divide en sustancia orgánica (colágeno, glucoproteínas), y sus­ tancia inorgánica (fosfato cálcico cristalizado).

Células Osteoblasto Es una célula de forma cúbica y con citoplasma basóñio (aparato de Golgi muy desarro­ llado y gran cantidad de reticuloendoplasmático rugoso), que probablemente se origina de las células precursoras que existen en la médula ósea. El osteoblasto es la célula que produce el hueso y es la responsable de la síntesis, orga­ nización del colágeno y de las proteínas no colágenas de éste, así com o de la mineralización del osteoide (colágeno organizado). Los osteocitos son células que trabajan local­ mente en la superficie ósea y depositan osteoide en superficies mineralizadas com o hueso o cartílago calcificado. El osteoblasto al quedar atrapado en el osteoide que él mism o ha ido fabricando, y previa mineralización de éste, se convierte en osteocito.

Célula de superficie en descanso (osteoblasto inactivo) Proviene del osteoblasto y se localiza en la superficie ósea de las trabéculas. Se encuentra separada de la fase de mineralización por una fina capa de tejido fibroso (osteoide). Se ha sugerido que estas células tienen capacidad de segregar colagenasas que destruyen esa

42______________________________________________________ A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

pequeña lámina de tejido fibroso y por tanto facilitan el acceso a los osteoclastos en el pro­ ceso de modelación ósea. No está claro si estas células se diferencian a osteoblastos activos.

Osteocito Se caracteriza por ser la célula que se encuentra dentro del hueso calcificado. Es caracte­ rístico en ella que, aunque parezca estar rodeada de hueso calcificado, sus prolongaciones citoplasmáticas están en conexión con las de otros osteocitos, a través de una red de ca­ nales finos presentes en la sustancia intercelular, llamados canalículos a través de los cua­ les se pasa información de un osteocito al otro y de ahí a las células de la superficie ósea (osteoblasto, osteoclasto y células de superficie en descanso).

Osteodasto Se forma por la fusión de varios precursores mononucleares y se caracteriza por su multinucleación, su capacidad de erosionar el hueso (estimulada por la parathormona e inhibida por la calcitonina) y expresar receptores de calcitonina y fosfatasa ácida resistente al tartrato. El osteoclasto se localiza en la superficie ósea y su membrana citoplasmática presenta un aspecto en cepillo en el área de contacto con el hueso. Gracias al osteoclasto se produce el modelado óseo y asimismo se libera calcio al lí­ quido extracelular. El osteoclasto resorbe el hueso en dos fases: primero elimina el mineral bombeando hacia el hueso iones generados por la anhidrasa carbónica de su citoplasma y luego digiere la matriz orgánica mediante colagenasas ácidas. El osteoclasto es una célula de muy corta vida y su final se produce por apoptosis.

Sustancia intercelular Se divide en sustancia orgánica (colágeno y glucoproteínas) y sustancia inorgánica (fos­ fato cálcico cristalizado). La sustancia intercelular orgánica se halla integrada por colágeno de tipo I ( 8 5 - 9 0 %) y una pequeña proporción de otras proteínas: glucoproteínas, proteínas implicadas en la adhesión celular, osteocalcina y factores de crecimiento (10-15 % ). La molécula de colágeno está formada por tres cadenas espirales (cadenas a ) que se disponen en una triple hélice. Cada cadena se compone de una secuencia espiral tripeptídica (en general glicina, prolina e hidroxiprolina). El componente inorgánico de la matriz ósea está constituido por fosfato cálcico cristali­ zado (hidroxiapatita). La sustancia intercelular ósea sin hidroxiapatita se denomina osteoide. La matriz ósea es la responsable de las propiedades biomecánicas del hueso. El coláge­ no le proporciona flexibilidad y resistencia a la tensión, mientras que las sales minerales le dan dureza, rigidez y resistencia a la compresión.

El hueso como estructura Si consideramos el hueso com o una estructura, observamos que está compuesto de: hue­ so cortical, hueso esponjoso, periostio y endostio, vasos sanguíneos, nervios y médula ósea e inserciones musculares (fig. 3-1).

C a p it u l o 3. Biom ecánica del hueso

43

Figura 3-1. Fragmento de la diáfisis del peroné. Clara diferencia entre hueso cortical (A) y hueso esponjoso (B).

El hueso posee unas propiedades m ecánicas características que se com entan más adelante y que se encuentran en íntima relación con su forma. Ésta puede ser estudiada tanto desde un punto de vista macroscópico com o microscópico: 1. Form a macroscópica. La forma de los huesos refleja una adaptación a cargas estáticas y dinámicas, así com o a su función de protección y soporte de órganos adyacentes (huesos planos). Los huesos pueden clasificarse, en dos tipos; tubulares (fémur, húmero, tibia, etc.) y no tubulares. Éstos pueden dividirse a su vez en huesos planos (escápula, cráneo, etc.) y huesos cubiformes (vértebras, huesos del carpo, huesos del tarso). 2. Form a microscópica. Depende de la organización del colágeno, de la organización de la hidroxiapatita y de la organización de los vasos sanguíneos. A pesar de las diferencias en la forma macroscópica, el hueso presenta una configuración estructural microscópica semejante, con independencia de que sea cortical o esponjoso: 1. Configuración laminar (hueso maduro). 2. Configuración no laminar -p lexiform e- o en encaje (hueso inmaduro). El hueso maduro tiene una estructura laminada, constituida por fibras colágenas m i­ neralizadas y que guardan paralelismo entre ellas, bien sea en forma concéntrica bien en forma longitudinal. El hueso inmaduro (en encaje, no laminar, etc.) se denomina así porque las fibras co­ lágenas mineralizadas no guardan ningún paralelismo entre ellas. Esta clase de hueso es el que primero aparece en cualquier tipo de osteogénesis y que más tarde es reemplaza­ do por hueso laminar. En el esqueleto adulto ha desaparecido por completo el hueso inmaduro, pero puede reaparecer en casos de fracturas, tumores óseos o en cualquier situación de aumento en la producción de matriz ósea.

Hueso cortical maduro El hueso cortical es el tejido óseo laminar de textura densa que rodea el hueso esponjo­ so. Su grosor es variable, pero en cualquier caso está formado por un complicado sistema

44

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

de canales que en su mayoría siguen un curso paralelo al eje mayor del hueso (canales longitudinales) rodeados por un cilindro de láminas concéntricas (fibras de colágeno cal­ cificadas) entre las cuales se encuentran los osteocitos. A través de estos canales, los vasos sanguíneos permeabilizan todas las zonas del hue­ so cortical, de form a que no existe célula ósea que esté a más de 100/ 150 | j l de un vaso sanguíneo (fig. 3-2). Existen otros canales (canales de Volkmann) orientados perpendicularmente al eje longitudinal del hueso que sirven de conexión entre los canales longitudinales. La estructura cilindrica compuesta por un canal central que contiene vasos y nervios y está rodeada de láminas concéntricas de sustancia intercelular y osteocitos, recibe el nombre de sistema de Havers u osteona. En los huesos largos, los canales de Havers suelen ser paralelos al eje mayor del hueso y presentan numerosas ramificaciones y anastomosis entre ellos. El conocimiento de las relaciones tridimensionales de los sistemas de Havers es muy limitado, debido a las difi­ cultades técnicas para su estudio. Entre un canal de Havers y otro puede existir una porción de hueso laminar que no posea canal central y cuyas laminillas de colágeno calcificado no estén ordenadas de for­ ma concéntrica. A esta porción del hueso cortical se la denomina hueso intersticial. El análisis tridimensional del hueso intersticial ha mostrado que estas láminas inters­ ticiales están en continuidad con las láminas concéntricas periféricas del sistema de H a­ vers y que, por tanto, pueden ser consideradas com o una continuación de éste.

Línea de cementación --------- Capa osteógena del periostio Capa fibrosa del periostio Lagunas que contienen osteocitos - Sistema haversiano

Vaso sanguíneo y revestimiento endóstico de un conducto haversiano Conductos de Volkmann

Figura 3-2. Esquema idealizado de la configuración haversiana en el hueso cortical maduro.

C a p ít u l o 3. Biom ecánica del hueso

45

Figura 3-3. Cuerpo vertebral. Complejo sistema de placas óseas y fenestradas conectadas entre sí por columnas redondeadas.

Hueso esponjoso maduro El conocimiento de su estructura se debe a estudios realizados en la cresta ilíaca y en los cuerpos vertebrales. Este tipo de tejido óseo laminar existe en mayor o menor cantidad en todos los huesos del cuerpo humano, y está dispuesto com o un enrejado tridimensional de columnas y placas óseas que están rodeadas por el hueso cortical y en continuidad con él a través de su superficie interna (superficie endosteal). Las trabéculas del hueso esponjoso están constituidas por hueso laminar no haversiano, aunque en ocasiones pueda observarse alguna osteona, y se orientan de m anera que se obtenga el máximo de resistencia utilizando la mínima cantidad de material. Podemos imaginarnos tridimensionalmente el hueso esponjoso, constituido por una serie de placas óseas, sólidas o fenestradas, paralelas entre sí y conectadas entre ellas por columnas redondeadas perpendiculares a estas placas. En el espacio entre ellas se sitúan los elementos propios de la médula ósea (figs. 3-3 y 3-4). El grosor de las placas y de las columnas no excede nunca de 150 (j l . En los huesos humanos esta imagen idealizada varía según el hueso de que se trate, y a veces en diferentes zonas de un mismo hueso. Además de sus propiedades mecánicas, el hueso posee tres características (mecanismos adaptativos) que lo hacen peculiar y distinto a los demás tejidos, y le permiten una res­ puesta dinámica frente a condiciones cambiantes. Estas características son: 1. El hueso no es un tejido que cuando llega a su madurez permanece inerte. Al contra­ rio, durante toda su vida está en constante cambio a diferencia de los demás tejidos. En otras palabras, existe un modelado óseo fisiológico constante, que será com entado más adelante, que puede alterarse por múltiples factores, entre ellos los factores m e­ cánicos.

46

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

Figura 3-4. Detalle del cuerpo vertebral: placas sólidas (A); columnas redondeadas (B); nótense las lagunas (C) donde se alojan los osteocitos.

2. El hueso posee un potencial de regeneración mayor que cualquier otro tejido. 3. El hueso posee una habilidad especial para mineralizarse, a diferencia de otros tejidos que están constituidos por materiales bioquímicos similares. Estas tres características influyen además de una manera específica en la estructura ósea y en sus propiedades mecánicas.

Propiedades mecánicas del hueso El sistema esquelético tiene com o función principal conferir al cuerpo humano una es­ tructura que por un lado es rígida, lo que le permite mantener la forma, y por otro está articulada, facilitándole los movimientos. Asimismo sirve de punto de anclaje al sistema muscular permitiendo que éste realice su función. Está sometido, por tanto, a las fuerzas estáticas del peso del cuerpo y a las dinámicas de la acción m uscular y los ligamentos. También desempeñan un papel importante los impactos, las aceleraciones y las desace­ leraciones. Contra lo que pudiera parecer, los esfuerzos soportados por el hueso depen­ den menos del peso del cuerpo que de la acción muscular o de las variaciones en la ace­ leración que puede sufrir. El esqueleto humano constituye el elemento pasivo de nuestro aparato locom otor de m odo que las fuerzas son transmitidas de un hueso a otro a través de las articulaciones, permitiendo a nuestro organismo una gran diversidad de posturas y movimientos. Para poder ejercer su función el hueso tiene tres propiedades mecánicas fundamen­ tales que son la resistencia, la rigid ezy h elasticidad. Para comprender mejor estas propie­ dades sometemos una muestra de material, en este caso de hueso, a una carga, midiendo la deformación que se produce. Los resultados transportados a una gráfica dan una cur­ va de carga-deformación com o la que se muestra en la figura 3-5. En la primera parte de la curva (A -B), a medida que aumenta la carga aumenta la deformación y, al cesar la car­ ga, la muestra recupera su form a inicial. Se cumple por tanto la ley de Hooke según la cual la deformación es proporcional a la carga. Esta prim era parte de la curva es la lla­ mada “región elástica” de la curva. Si a partir del punto B, denominado también “límite elástico”, continuam os aumentando la carga, observamos que la muestra continúa de-

47

C a p ít u l o 3. Biom ecánica del hueso

Figura 3-5. Curva de carga-deformación.

formándose hasta llegar al punto C, o “punto de rotura”, en que la muestra se rompe. La zona B-C de la curva es la llamada “región plástica” en la que, aunque cese la carga sobre la muestra ésta no recupera su forma inicial y permanece deformada. La forma de la curva carga-deformación que se ha descrito varía en función de la ve­ locidad de aplicación de la carga. A medida que aumenta la velocidad de aplicación, el hueso se hace más resistente. Dicho en otras palabras, hace falta más fuerza para romper un hueso bruscamente que para romperlo lentamente. La resistencia de la muestra pue­ de valorarse mediante tres factores: a) la carga que puede resistir antes de rom perse; b)la deformación que puede soportar antes de romperse, y c) la energía que es capaz de almacenar antes de romperse. Se ha calculado que el hueso cortical sometido a tracción es capaz de soportar alrede­ dor de L 400 kp/cm. La rigidez de la m uestra está determinada por la pendiente de la curva en la región elástica, y puede medirse con el módulo de elasticidad de Young, que se obtiene dividien­ do la fuerza en un punto de la región elástica de la curva por la deformidad en dicho pun­ to. Por tanto, cuanto más rígido es el material, más alto es el módulo de Young. Com o ya se ha comentado, el hueso cortical y el hueso esponjoso presentan una es­ tructura diferente lo cual condiciona, lógicamente, un com portam iento mecánico tam ­ bién distinto. El hueso cortical es más rígido que el esponjoso y puede soportar más car­ ga pero m enos deform ación que este últim o. El hueso cortical se fractura cuando su deform ación excede el 2 % de su longitud inicial mientras que el hueso esponjoso so­ porta hasta el 7 % de deformación. Asimismo, debido a su estructura porosa, el hueso es­ ponjoso parece tener mayor capacidad de almacenamiento energético. El hueso es un m aterial anisotrópico y, por tanto, se com p orta desde un punto de vista mecánico de forma diferente en función de la dirección en que se aplique una fuer­ za. Es más resistente a la com presión en sentido longitudinal que en sentido radial o tangencial. Se ha podido comprobar también que el hueso seco es más resistente que el hueso hi­ dratado. Este fenómeno depende de la velocidad de aplicación de la carga: si ésta se apli­ ca en form a de impacto, el hueso hidratado se vuelve mucho más resistente, y presenta mayor capacidad de absorción energética. Este hecho pone en evidencia otra caracterís­ tica mecánica del hueso que es su viscoelasticidad.

48

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

♦ ♦

♦ Compresión

Tracción

Flexión

Cizallamiento

Torsión

Figura 3-6. Fuerzas a que puede ser sometido el hueso.

Fuerzas a que puede ser sometido un hueso U n hueso puede ser som etido a fuerzas de com p resión, de tracció n , de cizallam iento, de flexión y de torsión (fig. 3 -6 ). Aunque se com en tarán de fo rm a separada, debe reco rd ar­ se que en el ser vivo, durante la actividad diaria el hueso está som etido con stantem ente a todas ellas de form a sim ultánea.

Fuerzas de compresión D os fuerzas iguales y opuestas se aplican sobre la superficie del hueso. C o m o co n secu en ­ cia, éste tiende a acortarse y ensancharse. Las fuerzas m áxim as tienen lugar en un plano perpendicular al de la línea de carga. E n la p ráctica ch nica, un ejem plo característico de fractu ra p o r este m ecan ism o son los aplastam ientos vertebrales.

Fuerzas de tracción En este caso, dos fuerzas iguales se aplican en sentido con trario sobre el hueso. C o m o re­ sultado el hueso tiene tendencia a alargarse y a hacerse m ás estrecho. AI igual que en el caso anterior las fuerzas m áxim as tienen lugar en un plano perpendicular a la línea de carga. U n ejem plo de fractu ra p o r este m ecan ism o es el arra n ca m ie n to de la estiloides del quinto m etatarsiano, p o r tracció n del tendón del p eroneo lateral corto.

Fuerzas de cizallamiento La fuerza se aplica perpendicular a la superficie del hueso y las fuerzas m áxim as tienen lu­ gar en un plano p aralelo a la d irección de aplicación de la fuerza. El hueso co rtica l so-

C a p it u l o 3 . Biom ecánica del hueso

49

Figura 3-7. Curva de fatiga.

porta mejor la compresión que la tracción, y la tracción mejor que el cizallamiento. Un _ejemplo de este tipo de fractura es la fractura intercondílea del fémur.

Fuerzas de flexión Las fuerzas aplicadas sobre el hueso hacen que éste se doble sobre su eje mayor, y apare­ cen en el interior del hueso fuerzas de compresión en el lado de aplicación de la fuerza y fuerzas de tracción en el lado opuesto. Estas fuerzas son mayores cuanto más alejadas es­ tán del eje neutro del hueso. Ejemplo de este tipo de fractura serían las del antebrazo al caer y poner la mano en el suelo.

Fuerzas de torsión En este caso, la fuerza aplicada sobre el hueso tiende a hacerlo rotar alrededor de su eje. Aparecen fuerzas de cizallamiento que se distribuyen a lo largo de toda la estructura, sien­ do más intensas, cuanto más alejadas están del eje neutro del hueso. Ejemplo de este tipo de fuerzas sobre el hueso es la fractura espiroidea de tibia, que se produce cuando se esquía al caer rotando sobre el pie fijo anclado por el esquí.

Concepto de fatiga ósea Com o se ha com entado, un hueso se fractura cuando la carga aplicada sobre él excede su resistencia. Ahora bien, el hueso también puede fracturarse con una carga inferior a su resistencia si ésta es aplicada de una form a repetitiva. Este tipo de fractura se conoce com o “fractura por fatiga”. C om o se muestra en la figura 3-7, a medida que aum enta­ mos el número de repeticiones de carga con determinada frecuencia, disminuye la mag­ nitud necesaria de ésta para producir la fractura. En ensayos in vitro se ha comprobado que el hueso se fatiga rápidamente cuando la carga aplicada se acerca al punto de rotura. Esto explica por qué las fracturas por sobre­

50______________________________________________________ A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

carga tienen una alta incidencia en deportistas, ya que éstos solicitan mecánicamente su aparato locom otor de forma muy superior al resto de la población. Por otra parte, hay que recordar que el hueso humano es una estructura viva que está constantem ente sometida a un proceso de form ación-resorción. Por tanto, para que se produzca este tipo de fractura es importante que no sólo exista un número elevado de re­ peticiones de carga, sino que su frecuencia de aplicación sea elevada, para no dar tiempo a que el hueso se recupere.

Factores que influyen en las propiedades mecánicas del hueso Las propiedades mecánicas del hueso que se ha descrito pueden verse influenciadas por diversos factores com o el tam año y la form a del hueso, su com posición y la actividad muscular.

Tamaño y forma del hueso La resistencia del hueso, tanto a la compresión com o a la tracción, está influenciada por su tamaño. Cuanto mayor es el hueso, mayor es su resistencia. La resistencia del hueso a la flexión está determinada también por su form a (distri­ bución del tejido óseo alrededor del eje neutro del hueso) y por su longitud. Cuanto mayor cantidad de tejido óseo existe alrededor del eje neutro, más resistente es a la fle­ xión. Cuanto mayor es la longitud del hueso, mayor es el m om ento flector de la fuerza aplicada sobre él. Por ello, los huesos tubulares largos del cuerpo son los que principal­ mente se fracturan por este mecanismo. La resistencia del hueso a la torsión también está determinada por el tamaño y la for­ m a del hueso. Cuanto más grande es el hueso y cuanto más alejada del eje neutro está si­ tuada la masa ósea, más resistente es. Por ello, las tibias sometidas a una fuerza de to r­ sión se fracturan antes por el tercio distal, de m enor diámetro, que por el proximal.

Composición del hueso Diversas situaciones fisiológicas o patológicas modifican la composición del hueso. Entre ellas cabe destacar la obesidad, la menopausia, el envejecimiento, la enfermedad de Paget, la osteopetrosis, el hiperparatiroidismo, etc. Com o es lógico, al modificarse la estructura del hueso, se modifican sus propiedades mecánicas. De todas las situaciones comentadas, la más firecuente es el envejecimiento en el que se produce una pérdida de masa ósea. Esta pérdida afecta tanto el hueso cortical que pierde diámetro y se adelgaza, com o el esponjoso en el que disminuye el número de trabéculas, que a su vez se hacen más delgadas. Estudios recientes indican que esta pérdida de masa ósea afecta más la resistencia del hueso esponjoso que la del hueso cortical. Esto se expli­ ca por la estructura cúbica de este último en tres dimensiones, en la que una reducción de un tercio de la masa ósea implica una reducción de nueve veces en sus propiedades m e­ cánicas. Esta pérdida de la resistencia en el hueso del anciano justifica la frecuencia de fractu­ ras en él.

C a p ít u l o 3. Biom ecánica del hueso

51

Figura 3-8. Influencia de la actividad muscular en la distribución de cargas en el hueso. (Adaptada de V. H. Frankel y M. Nordin.)

Actividad muscular En el esqueleto humano, los ejes anatómicos y mecánicos de los huesos no coinciden, por lo que el hueso vivo, además de ser solicitado mecánicamente a compresión, también lo es en flexión. La contracción m uscular tiene com o función regularizar las cargas que son transmitidas por el hueso, neutralizando las fuerzas de tracción y haciendo trabajar el hueso a compresión. Para ilustrar lo expuesto tomamos com o ejemplo la tibia de un esquiador que cae ha­ cia delante (fig. 3-8 ). En esta situación, la tibia es sometida a una fuerza de flexión en la que aparecen fuerzas de compresión en la cortical anterior, y fuerzas de tracción en la cor­ tical posterior. Al contraerse el tríceps sural aparecen fuerzas de compresión en la parte posterior que neutralizan la fuerzas de tracción citadas, con lo cual el hueso en su con­ junto trabaja a compresión que es el tipo de solicitación mecánica que mejor soporta. Los músculos tienen, por tanto, una función protectora del hueso. Cuando falla la contracción muscular, por fatiga o por parálisis, se favorecen las lesiones óseas. De ahí la mayor incidencia de fracturas en los huesos poliomielíticos o las fracturas por sobre­ carga en los deportistas cuando éstos alcanzan estados de fatiga importantes.

Remodelación ósea Por la ley de Wolff sabemos que el hueso adapta su tamaño, forma y estructura a las soli­ citaciones mecánicas que recibe. C om o se ha com entado, el hueso vivo está sometido constantemente a un proceso continuo de formación-resorción. Este proceso tiene lugar de forma equilibrada bajo unas condiciones mecánicas que podríamos llamar “ideales”. Si las solicitaciones mecánicas reales son superiores o infe­ riores a las ideales, aumenta o disminuye la formación ósea, hasta un techo m áxim o en que aparece una resorción patológica de hueso. Esto explica hechos tan frecuentes en la práctica diaria com o que el tamaño del hueso de una pierna paralizada sea inferior al de una pierna sana, que después de la inmovilización de una fractura el hueso pierda masa ósea, o que el hiimero de un tenista esté más desarrollado en la extremidad que soporta

52______________________________________________________ A. Viladot Voegeli y ). C. Lorenzo Roldán

la raqueta que en la contralateral. El hueso está sometido constantemente a fuerzas de fle­ xión, que generan fuerzas de compresión en un lado de éste y fuerzas de tracción en el lado opuesto. Estas fuerzas tienden a equilibrarse por la acción muscular. Si se rompe este equilibrio, en el lado sometido a com presión aparece una mayor form ación de hueso, mientras que en el lado sometido a tracción existe una mayor resorción. Por esto cuan­ do una fractura consolida con una desviación angular del hueso y aumentan las fuerzas de flexión sobre éste, con el tiempo aparece una remodelación que tiende a reconstruir la forma inicial del hueso.

BIBLIOGRAFÍA Albright UA. The scientifie basis o f orthopaedics. En: Eskianer CW, ed. Structural Organization and Remodeling Dynamics, ed. Bone 1987; 5: 161-198. Bulllough PG. Scientific foundations o f orthopaedics and traumatology. Bone 1980; 1: 3-10. Burny F. Propietés mécaniques du tissu osseux. Acta Orthop Belga 1975; (Supl. 1): 9. Burstein AH, Reilly DT, Martens M. Aging o f bone tissue. Mechanical properties. J Bone Joint Surg 1976; 58A; 82. Cárter OR, Hayes WC. Compact bone fatigue damage. A microscopic examination. CHn Orthop 1977; 127:265. Devas M. Stress fractures. Edimburg, London y New York: Churchill Livingstone, 1975. Prankel VH, Nardin M. Basic biomechanics o f the skelete! system. Philadelphia: Lea and Febiger, 1980. Freemont AJ. Pathology o f bone and joint neoplasms. Bone Development Structure, and Turnover 1999; 2:15-33. Jones H, Priest J, Mayes W, Nagel D. Humeral hypertrophy in response to exercise. J Bone Joint Surg 1977; 59A: 204. Pauwels F. Biomechanics o f the locom otor apparatus. Berlin: Springer-Verlag, 1980. Salter RB. Estructura y función normales de los tejidos musculosqueléticos en trastornos y lesiones del sistema musculosquelético. Barcelona: Salvat, 1986. Trueta J. La estructura del cuerpo humano. Estudios sobre su desarrollo y su decadencia. Barcelona: Labor, 1975.

Capítulo 4

La articulación A. VlLADOT VO EG ELIY J. C. LORENZO ROLDAN

Introducción Se denomina articulación a aquella unidad funcional constituida por un conjunto de ele­ mentos que permiten a dos o más huesos estar unidos entre sí, ejerciendo una función fundamental que es el movimiento. Según la amplitud de este movimiento las articula­ ciones se clasifican en tres grupos: 1. Sinartrosis o articulaciones fibrosas. Son articulaciones inmóviles que se dividen a su vez en tres grupos en función del tipo de tejido que une los tejidos óseos: a) sinostosis: existe una unión ósea; b) sincondrosis; existe una unión cartilaginosa, y c) sindesmosis: la unión es de tejido fibroso. 2. Anfiartrosis o articulaciones cartilaginosas. Son articulaciones semimóviles. Las super­ ficies óseas están recubiertas de cartílago hialino y unidas entre sí por un tejido fibro­ so resistente y por fibrocartílago. 3. Diartrosis o articulaciones sinoviales. Son articulaciones provistas de un amplio grado de movimiento. Están constituidas por los siguientes elementos: • Cápsula articular y ligamentos, que refuerzan la cápsula y que rodean y mantienen en contacto las superficies articulares, aislándolas del resto de estructuras. •Membrana sinovial: forma la capa interna de la cápsula articular y tapiza toda la ca­ vidad articular por dentro, excepto el cartílago y los meniscos. Es la responsable de se­ gregar el líquido sinovial fundamental para la lubrificación y nutrición del cartílago. •Cartílago hialino articular: que recubre las superficies óseas. •Meniscos y rodetes: estructuras fibrocartilaginosas, ausentes en algunas articulacio­ nes y cuya misión es aumentar la congruencia entre las superficies articulares, ayu­ dando a la transmisión de cargas.

Movilidad articular Una articulación colocada en un punto del espacio tendrá com o máximo tres ejes de m o­ vimiento, cada uno de los cuales pasará por su centro: 1. Eje transversal, en el que se realizan los movimientos de flexoextensión. 2. Eje vertical, en el que se realizan los movimientos de rotación. 3. Eje anteroposterior, en el que se realizan los movimientos de abducción-aducción.

54

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

B

Figura 4-1. Tipos de articulación. A. Trocoides. B. Trocleartrosis. C. Condilartrosis. D. En silla de montar. E. Enartrosis.

La forma de las superficies articulares determina el tipo de movimientos que una arti­ culación puede realizar.

Movilidad en un eje del espacio Existen dos tipos articulares que se mueven en un solo eje, las articulaciones trocoides y las trocleartrosis. Las articulaciones trocoides (fig. 4-1 A) presentan una superficie articular cilindrica, un lado cóncavo y el otro convexo, y en su interior se realizan únicamente movimientos de rotación (p. ej., la articulación radiocubital). El segundo grupo lo constituyen las trocleartrosis (fig. 4 - IB) cuya superficie articular se asemeja a una polea y en la que se realizan movimientos de flexoextensión (p. ej., la ar­ ticulación del codo).

Movilidad en dos ejes del espacio D entro de este grupo se encuentran las condilartrosis y las articulaciones en silla de montar. Las condilartrosis (fig. 4 -lC ) presentan unas superficies articulares ovoides, una cón­ cava y otra convexa (p. ej., articulación radiocarpiana).

C a p it u l o 4 . La articulación___________________________________________________________________ ^

Las articulaciones en silla de montar {ñg. 4 -lD ) tienen unas superficies convexas en un sentido y cóncavas en el sentido perpendicular (p. ej., la articulación trapecio-m etacarpiana). Estas articulaciones realizan movimientos de flexoextensión y de abducción-aducción, teniendo limitadas las rotaciones.

Movilidad en los tres ejes del espacio Son las denominadas enartrosis (fig. 4 -lE ). Presentan una forma semiesférica con una su­ perficie cóncava y otra convexa. Son las articulaciones más móviles y a la vez más inesta­ bles; un ejemplo característico es la articulación de la cadera. Las artrodias son articulaciones planas que realizan movimientos por deslizamiento en los tres ejes del espacio (p. ej., las articulaciones interapofisarias de la columna vertebral). Para producir un movimiento, sobre las articulaciones actúan dos tipos de fiierzas: 1. Fuerzas internas que realizan un movimiento activo y que son producidas por la ac­ ción muscular. 2. Fuerzas externas que realizan un movimiento pasivo y que están representadas por la acción de la gravedad.

Cápsula articular y ligamentos La cápsula articular tiene la form a de un m anguito que rodea los extrem os óseos que constituyen la articulación, insertándose en ellos. Su grosor está en relación con las soli­ citaciones mecánicas que recibe, y se refuerza y aumenta en los puntos de mayor tracción donde se forman los ligamentos. La función de cápsula y los ligamentos consiste en esta­ bilizar la articulación, guiando el movimiento y evitando excesivos desplazamientos.

Propiedades mecánicas de la cápsula y los ligamentos Com o se ha comentado en el capítulo 2, tanto la cápsula com o los ligamentos están for­ mados por tejido conjuntivo denso modelado, en el que se encuentran fibras de colágeno y de elastina que constituyen el 90 % de la totalidad del tejido. El com portam iento mecánico de ambos tipos de fibras sometidas a tracción es dife­ rente. Las fibras de colágeno son resistentes a la tracción y se com portan com o un mate­ rial dúctil, mientras que las fibras elásticas son poco resistentes a la tracción y se co m ­ p ortan com o un m aterial frágil. Se ha com p rob ado que la resistencia de las fibras colágenas a la tracción es aproximadamente la mitad de la del hueso cortical, mientras que la de las fibras elásticas sólo alcanza una décima parte. La capacidad de deformación de ambos tipos de fibras también es diferente; las fibras colágenas sometidas a tracción alcanzan un 8 % más de su longitud total, mientras que las fibras elásticas pueden llegar a alcanzar el doble de su longitud inicial. Los ligamentos adaptan su estructura a la función que deben realizar. Así, ligamentos sometidos a fuerzas importantes com o los cruzados de la rodilla, presentan en su estruc­ tura un 90 % de fibras colágenas, mientras que la estructura del ligamento amarillo de la columna vertebral sólo posee dos tercios de fibras elásticas.

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldan

56

B

Figura 4-2. Comportamiento mecánico de diferentes ligamentos. A. Ligamento cruzado anterior. B. Ligamento amarillo. (Adaptada de V. H. Frankel.)

Com o se muestra en la figura 4-2 el com portamiento mecánico de ambos ligamentos es diferente: el ligamento cruzado anterior se co m p o rta com o una fibra de colágeno, mientras que el ligamento amarillo lo hace com o las fibras elásticas. La figura 4-2A reñeja el com portam iento de un ligamento cruzado anterior som eti­ do a tracción hasta su rotura. En la parte 1 de la curva, el ligamento se alarga cuando está sometido a una pequeña carga. Ello se debe a que, com o ya se ha comentado en el capítulo 2, las fibras colágenas presentan una estructura helicoidal en reposo y, al ser sometidas a una tracción, se estiran y sus haces adoptan una estructura paralela. En la parte 2 de la curva, las fibras estiradas se orientan en el sentido de la carga e in­ crementa su rigidez. A medida que se aumenta la carga, el ligamento se va deformando de forma proporcional, y aparecen microrroturas en las fibras de colágeno. En la parte 3 de la curva, aumenta el fallo de las fibras colágenas, y se alcanza el punto crítico. Hasta aquí el ligamento mantiene un aspecto m acroscópico normal. En la parte 4 de la curva se alcanza el m áxim o de carga que puede soportar el liga­ mento, evidenciándose el fallo de las fibras colágenas y de las estructuras que las mantie­ nen unidas.

C a p it u l o 4. La articulación

57

En la parte 5 de la curva, aparece el fallo completo del ligamento, cuando éste ha in­ crementado su longitud entre un 6 y un 8 % y ya no puede soportar más carga. La figura 4-2B muestra el diferente com portam iento del ligamento amarillo. Com o puede observarse, cuando es som etido a una pequeña carga se elonga rápidam ente y cuando alcanza una elongación del 70 % , se rom pe de form a brusca. Este co m p o rta­ miento es el propio de los materiales elásticos.

Lesiones ligamentosas C om o se ha expuesto, cuando som etem os un ligamento a una carga, antes de llegar al punto crítico aparecen m icrorroturas de las fibras de colágeno. Una vez sobrepasado di­ cho punto, el ligamento pierde su capacidad de estabilizar la articulación y ésta se vuelve inestable, lo cual puede com portar la lesión de las estructuras vecinas com o la cápsula, otros ligamentos y el cartílago articular. En función de la intensidad de la lesión ligamen­ tosa, éstas pueden dividirse en tres grados; 1. En el grado I existen sólo m icrorroturas de las fibras colágenas. La articulación per­ manece estable y la sintomatología clínica es mínima. 2. En el grado II existe una rotura parcial del ligamento y su fuerza y rigidez se reducen en un 50 % o más. La articu lación puede perm an ecer estable gracias a la acción muscular compensadora. Clínicamente el dolor es intenso. 3. En el grado III se ha roto la práctica totalidad de las fibras colágenas y la articulación es inestable. Clínicamente estas lesiones se caracterizan por existir dolor intenso en el m omento de la lesión y muy poco dolor después. Una vez producida la lesión el ligamento tiene capacidad de remodelación, la cual está condicionada por las sohcitaciones que recibe. Los ligamentos se debilitan en reposo y se refuerzan con el movimiento. Noyes ha demostrado que después de un período de in­ movilización, los ligamentos tardan alrededor de un año en adquirir sus propiedades m e­ cánicas iniciales. Ello pone de relieve la importancia del tratam iento funcional en la re­ cuperación de estas lesiones.

Inserción Los ligamentos y la cápsula constituyen el nexo de unión entre los elementos óseos que forman la articulación. Las características mecánicas de la cápsula y los ligamentos son diferentes de las del hueso cortical donde se insertan, el cual es m ucho más rígido con un módulo de Young más elevado. Para evitar un exceso de tensión en el punto de anclaje del ligamento al hueso, la in­ serción se encuentra dividida en cuatro zonas (fig. 4 -3 ) que incrementan de forma pro­ gresiva su módulo de elasticidad: 1. Zona 1: se encuentran las fibras colágenas paralelas de la cápsula, ligamento o tendón, ya que este último presenta el mismo tipo de inserción. 2. Zona 2: las fibras colágenas se mezclan con el fibrocartílago. 3. Zona 3: el fibrocartílago se mineraliza. 4. Zona 4: zona cortical.

58

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

'Ü t'

■yí

. í . t ;

Figura 4-3. Zonas de la inserción.

Esta estructura de la inserción explica las calcificaciones o espolones que muchas ve­ ces se observan en la radiología de una entesitis (trastorno inflamatorio de la inserción). Se trataría de un intento del organismo de reforzar la inserción aumentando su conteni­ do mineral.

Cartílago En las articulaciones sinoviales o diartrosis, los extremos óseos que forman la articula­ ción se encuentran recubiertos de cartílago hialino. M acroscópicamente el color del cartílago articular varía con la edad de la persona, en el niño y el joven es blanco con un ligero tono azulado y en el adulto suele tener un color amarillento-marronoso. El grosor, en general de 2 o 3 m m , varía en las diferentes articu­ laciones; siendo de 5 m m en la rótula y de 1 m m en las falanges. Las funciones principales del cartílago articular son dos: 1. Transmitir las fuerzas entre los extremos óseos a través de una amplia superficie de con­ tacto, evitando así la existencia de cargas puntuales que podrían lesionar la articulación. 2. Permitir el movimiento entre las superficies articulares con un mínimo de fricción y, por tanto, de desgaste de sus superficies. La importancia de estas funciones para la mecánica de la articulación es lo que hizo afir­ mar a Trueta que “el cartílago articular es la articulación”. Para cumplir su misión, el cartí­ lago articular presenta una estructura característica que le confiere ante todo elasticidad.

C a p ít u l o 4. La articulación

59

Cartílago articular como tejido Al considerar el cartílago com o tejido observamos que contiene células (condrocitos) y sustancia intercelular que se divide en sustancia orgánica (fibras de colágeno y proteoglicanos) y sustancia inorgánica (agua).

Células El cartílago es un tejido relativamente pobre en células y que se caracteriza por la pre­ ponderancia del elemento extracelular (el volumen celular es igual a 2 x 1 0 ^ células por mm^, mucho menor que la población celular de otros tejidos). La microscopía electrónica muestra que las células cartilaginosas varían morfológi­ camente dependiendo de la zona en la que se encuentran. Se consideran com o más ca­ racterísticas las células situadas en la zona transicional. En ella las células suelen tener un núcleo excéntrico reniform e con uno o más nucléolos y una m em brana nuclear bien definida, con aparato de Golgi prominente. Alrededor de la célula se observa un halo que es pobre en colágeno y rico en polisacáridos. Los estudios de ADN nuclear con timidina tritiada han demostrado que el cartílago se reproduce mediante división mitótica en con­ tra de lo que se pensaba antes de que se reproducía por división amitótica.

Sustancia intercelular La teoría de Benninghoff sobre la disposición de las fibrillas de colágeno en el cartílago articular fue expuesta por este autor en 1925. Estudiando el cartílago hialino mediante microscopía de fase, Benninghoff propuso que las fibras de colágeno formaban haces que se disponían en arcos (fig. 4 -4 ). Estos haces se enclavaban en la zona calcificada, discu­ rrían verticalmente por la zona radial, tangencialmente en la zona transicional, paralela­ mente a la zona superficial y se angulaban después para descender hasta la zona calcifi­ cada. Las células se hallaban entre las colum nas colágenas agrupadas en hilera. Esta disposición es lo que le daba elasticidad al cartílago. El microscopio electrónico ha puesto de manifiesto que la organización no es de esta manera. Las fibras de colágeno varían de grosor y presentan una orientación diferente se­ gún la zona cartilaginosa en la que se encuentran (fig. 4 -5 ). La elasticidad sería conse­ cuencia de la disposición del cartílago articular no com o si se tratase de un colchón m o­ derno de muelles, sino que más bien se asemejaría a los colchones antiguos con múltiples capas, una encima de la otra. La característica fiandamental de la sustancia intercelular del cartílago es su estado de hiperhidratación. Un 80 % de la sustancia intercelular del cartílago articular es agua que se combina con los proteoglicanos, formando un gel. La mayor o m enor elasticidad del cartílago articular está en relación con su contenido acuoso. Los proteoglicanos son m acrom oléculas que se adhieren al ácido hialurónico (fig. 4 -6 ), y están formadas por una proteína de aproximadamete 4.000 A de longitud a los cuales están unidos gran número de polisacáridos sulfatados (alrededor de sesenta). La molécula de estos polisacáridos consiste en la repetición de la cadena dimérica de unidades de glucosaminoglicanos, que son el sulfato-4 de condroitina, sulfato - 6 de condroitina y el sulfato de queratán. La función de estos polisacáridos proteicos consiste en la captación de agua y en proporcionar elasticidad al cartílago. Se encuentran unidos al colágeno y sirven para mantener la posición espacial de éste e impedir su calcificación.

60

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

Superficie articular -C S D

--------

CE?

Zona I

$ Hueso Figura 4-4. Estructura del cartílago. Teoría de Benninghoff.

Figura 4-5. Microscopía electrónica de la sustancia intercelular del cartílago hialino (C). A. Detalle de zona transicional. B. Detalle de zona radial. En ambos casos no existe una orientación definida de las fibrillas de colágeno (flecha).

i

Superficial

C a p it u l o 4. La articulación

61

Figura 4-6. Detalle del gel de proteoglicano.

Estructura del cartílago articular El cartílago articular puede dividirse en cuatro zonas (fig. 4 -7 ): superficial o tangencial, transicional, radial y calcificada.

Zona superficial o tangencial Con microscopía de luz se observan células aplanadas y paralelas a la superficie. Con mi­ croscopía electrónica se aprecia una capa superficial de alrededor de 2 0 0 | j l de grosor donde sólo existen fibrillas sin una orientación determinada. Inmediatamente debajo de esta capa se observa otra donde las fibras de colágeno forman haces y están orientadas de manera paralela a la superficie articular. En esta zona las células son aplanadas con su eje mayor paralelo a la superficie articular, y existe un bajo contenido de proteoglicanos. La microscopía electrónica de barrido muestra una superficie articular ondulante con numerosos surcos, poco profundos, orientados paralelamente al plano de movimiento dominante de la articulación.

Zona transicional La microscopía de luz muestra células redondeadas con tendencia a form ar grupos. Con microscopía electrónica se observan fibras colágenas de entre 300-600 Á que no forman haces ni presentan una orientación definida. Esta zona posee un mayor contenido de pro­ teoglicanos.

Zona radial Es la más amplia (aproximadamente dos tercios del grosor total). La microscopía de luz muestra células aplanadas que forman columnas y están orientadas verticalmente a la su­ perficie articular. Esta zona tiene un elevado contenido de proteoglicanos.

62

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

Superficie articular Zona superficial tangencial 20%

O

o Zona transicional 50 %

o

Línea azul

O O O

o o o o

o o o o

o o o o o o o o

G

o

a

o o

C>

o

O

C t

O

Zona radial 30 %

o o

Zona calcificada Hueso Figura 4-7. Estructura del cartílago. Disposición celular en las 4 zonas.

La microscopía electrónica pone cié manifiesto fibras colágenas, en su mayoría de 300 a 600 A , que no forman haces ni presenten una orientación definida. Ocasionalmente ob­ servamos algunos haces con una tendencia a la verticalidad respecto a la superficie arti­ cular así com o a la formación de arcadas, lo cual recuerda la teoría de Benninghoff.

Zona calcificada La microscopía de luz delimita esta zona de la zona radial por la “línea azul”. Las células son similares a las de la zona radial pero comienzan a m ostrar signos de­ generativos. En esta zona se encuentran fibras de entre 400 y 700 A con una periodici­ dad de 640 A sin una orientación definida. Se observan abundantes cristales de hidroxiapatita cálcica y no existen proteoglicanos. Hay que resahar que el cartílago articular no posee vasos sanguíneos, linfáticos ni terminaciones nerviosas. Su nutrición se realiza a través del tejido óseo subcondral y del líquido sinovial.

Propiedades biomecánicas del cartílago articular Las propiedades biomecánicas del cartílago articular están directamente relacionadas con la estructura orgánica y el elevado contenido de agua que presenta la sustancia intercelular. Se trata de un modelo bifásico con una fase sólida, la matriz orgánica con poros elásticos, y una fase líquida constituida por el agua. El conjunto hace que el cartílago pueda com pa­ rarse a una esponja empapada en agua, que presenta un comportamiento viscoelástico. La respuesta del cartílago bajo diferentes condiciones de carga está influenciada por las características mecánicas de su matriz sólida y por su permeabilidad. El cartílago normal, gracias a la gran hidrofilia que poseen los proteoglicanos, se en­ cuentra en un estado de hiperhidratación que lo convierte en un tejido presurizado que puede llegar a tener 2 atmósferas de presión hidrostática.

C a p ít u l o 4. La articulación___________________________________________________________________ W

Cuando som etem os el cartílago a una fuerza de com presión se produce una defor­ mación ocasionada por la deformación de sus fibras colágenas, un incremento de la pre­ sión local y, gracias a la permeabilidad del tejido, una exudación de líquido hacia las zo­ nas no comprimidas y al espacio articular. La permeabilidad del tejido es baja, es decir, ofrece una resistencia importante al paso del fluido a través de él. Además, el grado de permeabilidad desciende aún más con el incremento de la presión y de la deformación. Esto constituye un mecanismo de autoprotección del cartílago para evitar quedarse sin líquido intersticial, y es im portante para mantener la nutrición y el trofismo del tejido, la lubricación de la articulación y la transmisión de cargas a través de ellas. Cuando cesa la compresión, el cartílago vuelve a hidratarse y la propia presión osm ó­ tica hace que las fibras colágenas recuperen su forma inicial. Debido a la baja permeabilidad que posee el cartílago, su respuesta varía en función de la velocidad con que se aplique una carga. Si la carga se aplica de forma constante y durante un tiempo prolongado, por ejemplo al estar en bipedestación, la deformidad aumentará de forma progresiva a medida que el lí­ quido intersticial es expulsado al exterior. Cuando cesa la carga, si la articulación reposa el tiempo adecuado y existe suficiente líquido articular, el cartílago recupera su forma original. Si la carga se aplica de forma puntual, por ejemplo al realizar un sako, no existe tiem­ po suficiente para que se produzca la exudación del tejido. En este caso el cartílago se deformará y se recuperará de manera instantánea. En el primer caso el cartílago se ha comportado com o un material viscoelástico y en el segundo, com o un material elástico. Por último hay que señalar que el cartílago es un material anisotrópico, que se defor­ ma de m anera diferente en función de la dirección de la carga que recibe y de las diver­ sas concentraciones de fibras colágenas que posee en su estructura.

Lubricación del cartílago articular Com o se ha expuesto, la segunda función principal del cartílago articular es permitir el movimiento de la articulación con un mínimo de desgaste de sus superficies. Esto se con­ sigue con una correcta lubricación que básicamente es de dos tipos (fig. 4 -8 ): 1. Lubricación por capa limite: consiste en una monocapa de moléculas de líquido sinovial que actúan com o lubricante y que están adheridas a las superficies de contacto de tal forma que son las moléculas las que se deslizan unas sobre otras. Esta lubrica­ ción es débil para soportar cargas elevadas con fuerzas importantes de cizallamiento. 2. Lubricación por película de fluido: en este caso existe una película de líquido sinovial que separa las dos superficies articulares. Esta capa es mucho más espesa que la capa molecular, y la carga es soportada por la película de líquido. Si existe un movimiento perpendicular entre las dos superficies articulares, aparece la lubricación por expresión, que consiste en que el líquido es expulsado del espacio entre las dos superficies articulares. Este tipo de lubricación sirve para soportar cargas elevadas durante poco tiempo. Cuando se produce un movimiento tangencial entre las dos superficies articulares, apa­ rece una lubricación hidrodinámica. En este caso el movimiento tangencial forma una cuña de líquido cuya viscosidad hace que se introduzca en el interior del espacio existente.

64

A. Viladot Voegeli y J. C. Lorenzo Roldán

Cartílago articular Capa límite Película de líquido sinovial

Figura 4-8. Lubricación del cartílago articular.

En la articulación la capa límite es la responsable de evitar la adherencia entre las su­ perficies articulares y su abrasión, mientras que la película de fluido es la responsable de soportar las cargas. El cartílago articular, al ser blando, puede deformarse bajo la presión del líquido si­ novia! variando el área de contacto. Esto da lugar a la form ación de una película más duradera, lo cual es beneficioso para soportar las cargas en la superficie de contacto. Por otra parte, la penetración del líquido sinovial en el interior de la matriz cartilagi­ nosa com o resultado de las fuerzas a que es sometido, tiene una importancia fundamen­ tal para el metabolismo de los condrocitos.

Artrosis (osteoartritis, enfermedad articular degenerativa) La artrosis es una enfermedad degenerativa de las articulaciones diartrósicas-sinoviales, que afecta al 1 0 % de la población mayor de 60 años, y que cursa con destrucción p ro­ gresiva del cartílago articular, esclerosis del hueso subyacente y fenómenos proliferativos en los extremos de la superficie articular. La etiopatogenia de esta enfermedad es multifactorial y afecta la membrana sinovial, el cartílago y el hueso. La integridad de una articulación depende en gran parte de la distribución de las fuer­ zas que soporta, por tanto, una alineación correcta es esencial para su buen funciona­ miento. Las anormalidades en esta alineación (traum atism o, acromegalia, enfermedad de Paget, etc.), las akeraciones en la integridad de los tejidos asociados a ella y el proceso de envejecimiento predisponen a la aparición de la enfermedad articular degenerativa. La artrosis es un proceso progresivo, sin embargo, puede estabilizarse e incluso m ejo­ rar localmente. El efecto de tales alteraciones sobre el cartílago es el aumento de agua en él, con alte­ raciones en las glucoproteínas, tanto en el tipo, tamaño y la forma de agregarse. El estrés mecánico produciría mayor deformación y un aumento de la presión sobre el hueso subcondral.

C a p it u l o 4 . La articulación

65

Figura 4-9. Corte de cabeza de fémur artrósica. A. Superficie articular sin cartílago hialino. B. Restos de cartílago hialino. C. Quiste subcondral. D. Osteófito sobre restos de superficie articular.

Los condrocitos desempeñan un papel clave en el desarrollo de esta enfermedad, ya que producen interleucina - 1 y enzimas líticas responsables del inicio de la degradación de la matriz cartilaginosa. Los mediadores secundarios, com o las prostaglandinas, fac­ tor de necrosis tumoral, factor de crecimiento transformante (TG F), inhiben la síntesis de la matriz y estimulan la producción de enzimas líticas por parte de los condrocitos. Los cambios bioquímicos que suceden en la artrosis pueden resumirse de la siguiente forma:

1. Aumento de la hidratación de la sustancia intercelular cartilaginosa, lo que provoca una dilución de las glucoproteínas (con alteraciones en su tam año y en su forma de agruparse). Asimismo se producen alteraciones en el tamaño de las fibras de colágeno con dismi­ nución del sulfato de queratán y aumento en el carbono 4 /6 de ésteres sulfatados. Disminución del ácido hialurónico y aumento de las metalproteasas neutras. Aparición de fibras de colágeno de tipos I y II, así com o aumento del ácido araquidónico (precursor de las prostaglandinas que a su vez afectan los condrocitos) Estimulación de las prostaglandinas con estimulación de la síntesis de AM P-dcIico y la producción de enzimas lisosómicas. Aparición de proteasas, lisozimas, hialuronidasas y arisulfatasas. Aumento de la interleucina. M acroscópicam ente (fig. 4 -9 ) se observa, en las zonas de presión, una pérdida p ro­ gresiva de la lisura cartilaginosa que progresa hasta ulcerarse y perder todo el cartílago ar­

66______________________________________________________ A. Viladot Voegelí y ). C. Lorenzo Roldán

ticular. El hueso subyacente aparece esclerótico y con frecuencia contiene quistes de contenido m ucoso. En los extrem os articulares se observan fenómenos regenerativos óseos y cartilaginosos (osteófitos). En la microscopía de luz se observa que la lesión inicial es una proliferación clona! de condrocitos acompañada de hidratación de la sustancia fundamental y reducción del con­ tenido de proteoglicanos. Esto conduce a una progresiva desaparición de la m etacrom asia del cartílago hialino y un aumento de la basofilia pericondrial. En la base del cartílago articular se observa una penetración vascular del hueso subcondral con duplicación e irre­ gularidad de la “línea azul”. La superficie del cartílago se hace irregular y aparecen fisuras que pueden llegar hasta el hueso subcondral (fibrilación). A medida que la enfermedad progresa, se rompen y desprenden fragmentos de cartí­ lago (la osificación de estos fragmentos rotos de cartílago hialino articular inicia la apari­ ción de los llamados ratones articulares), dejando la superficie subcondral expuesta, pro­ duciéndose una absorción de las trabéculas óseas debido posiblem ente a la fricción directa de la zona lesionada, con aparición de microfracturas y quistes subcondrales. Al mismo tiempo en los extremos laterales de la articulación aparecen espolones óseos regenerativos recubiertos de cartílago (osteófito). La sinovial presenta cambios leves en comparación con los cambios cartUaginosos, y éstos consisten en una hipertrofia de las vellosidades así com o un aumento de la vascu­ larización de éstas.

BIBLIOGRAFÍA Armstrong CG, M OW VC. Rozamiento, lubricación y desgaste de las articulaciones sinoviales. En: Owen R, Goodfellow J, Bullough P, eds. Fundamentos científicos de ortopedia y traumatología. Barcelona: Salvat, 1984. Benninghoff A. Form und Bau der gelenkknorpel in ihrem Beziehungen zur Funktion, Zweiter Teil: Zeitschrift fiir ZeUforschung und mikroskopische. Anatomie 1925; 2: 783-867. Bullough PG, Goodfellow J. The significance o f the fine structure o f articular cartilage J Bone Joint Surg 1968; 10 B: 852-857. Cartón RW, Painauskas J, Clark JW. Elastic properties o f single elastic fibers. J Appl Physiol 1962; 17: 547-551. Cooper RR, Misol SS.Tendon and Ligament insertion: A light and electrón microscopic study. J Bone Joint Surg 1970; 52 A: 1-19. Frankel VH , Nordin M. Basic Biomechanics o f the skeletal system. Philadelphia: Lea and Febiger, 1980. FJamerman D. The biology o f osteoarthritis. N Engl J Med 1989; 320: 1322-1330. Jeffery J, Gregory DW, Aspden RM. Matrix damage and chondrocyte viability following a single impact load on articular cartilage. Arch Biochem Biophys 1995; 22: 7-96. Kuettner KE, Peyron JG, Schleyerbach R, Hascall VC, eds. Articular cartilage and osteoarthritis: Workshop conference. Raven Press, 1992. Mankin HJ y cois. Workshop on etiopathogenesis o f osteoarthritis. Proceedings and recommendations. J Rheumatol 1986; 13: 113-116. Meachim G. Cartilage breakdown in Scientific Foundations o f Orthopaedics and Traumatology. Philadelphia: W B Saunders, 1980; 290-296. Mow VC, Kuei SC, Lai W M , Arm strong CG. Biophasic creep and stress relaxation o f articular cartilage in compression: theory and experiments. J Biomech Engl 1980; 102: 73-84. Muir H y cois. T he distribution o f collagen in human articular cartilage with some o f its physiological implications. J Bone Joint Surg 1970; 52 B: 554-563. Noyes FR. Functional properties o f knee ligaments and alterations induced by immobilization. Clin Orthop 1 9 7 7 ;1 2 3 :2 1 0 -2 4 2 . Salter RB. Estructura y función normales de los tejidos musculosqueléticos. Barcelona: Salvat, 1985.

Capítulo 5

Biomecánica del tendón J. N a r d i V il a r d a g a

y

a . C o m b a l Ia A l e u

Introducción En todos los tratados clásicos, ya sean anatómicos o clínicos, cuando tratan del aparato musculotendinoso, de los elementos activos del aparato locomotor, siempre se describe el tendón como una estructura blanca, nacarada, de consistencia fibroelástica, resistente a la tracción, interpuesta entre el músculo y el hueso. Y se ha considerado clásicamente al ten­ dón com o una estructura inerte, con una función pasiva, es decir, com o un mero trans­ misor de la energía de contracción del músculo al hueso. Hasta 1980, tras los trabajos de Ippolito y cois. (1980), no se describió la existencia de las proteínas de la contracción, actina y miosina, en el interior de la célula tendinosa, en el tenocito. A partir de ese m om ento debe considerarse el tendón com o un órgano con­ tráctil, lo que obliga a cambiar todas las teorías mecanicistas que regían sobre las funcio­ nes y la biomecánica del tendón. La biomecánica de cualquier parte del cuerpo humano puede estudiarse desde distintos puntos de vista: 1. Desde un punto de vista mecánico, de ingeniería, valorando la resistencia del tendón a las distintas solicitaciones a las que está sometido. 2. Desde un punto de vista bioquímico, estudiando la com posición molecular del ten­ dón y su repercusión sobre la función. 3. Desde un punto de vista estructural, relacionando las propiedades del tendón con su estructura macroscópica, microscópica, vascularización e inervación. Pensamos que esta última es la forma más práctica, útil y comprensible de valorar la biomecánica médica, complementada con las otras posibilidades y siempre a partir del nuevo concepto de tendón com o órgano contráctil. Desde estas bases vamos a enfocar la biomecánica del tendón. Por otro lado, las características biom ecánicas del tendón son fundamentales para valorar su com portamiento en el individuo normal, pero todavía lo son más para valorar el tendón patológico, el tendón lesionado, trastorno cada vez más frecuente en una so­ ciedad abocada al cuidado del cuerpo y la práctica deportiva. Por esta razón se ha divi­ dido el presente capítulo en dos grandes apartados: el estudio de la biomecánica del ten­ dón normal y del tendón patológico.

Tendón normal El tendón sirve para realizar la función, el movimiento, y ello en ocasiones se realiza en condiciones biomecánicas fáciles, com o en el caso de los tendones cortos: tendón del cuá-

68

J. Nardi Vílardaga y A. Combalía Aleu

driceps, músculos propios de la mano, tendones extensores de la mano, y en otros casos en condiciones biomecánicas muy difíciles, com o los tendones flexores de los dedos, to ­ dos los tendones largos del antebrazo o de la pierna, que se deslizan por poleas de refle­ xión, que siguen trayectos complejos y con duplicidad tendinosa, con problemas de irri­ gación, etc., com o se expone a continuación. Pero, sean cuales fueren estos condicionantes, el tendón siempre tiene que soportar grandes tensiones, grandes sobrecargas y fricciones, solicitudes importantes de flexión y de torsión, pero sobre todo de tracción, que provocan con facilidad su lesión, ya sea in­ flamatoria (tendinitis) o el fracaso completo de la función, com o en las roturas espontá­ neas de los tendones. Todas estas solicitudes las soporta el tendón, responde a ellas, gracias a las propiedades biomecánicas que presenta: elasticidad, plasticidad y viscosidad. Se entiende por elasticidad la tendencia de un material a deformarse de manera propor­ cional a la fuerza aplicada y de volver a la condición inicial al cesar ésta, sin lesión estructural. La plasticidad de un material se pone de manifiesto cuando al ser expuesto a una so­ licitación mecánica no sufre ninguna deformación hasta que ésta no alcanza un determi­ nado valor, que representa el valor de carga límite. Y hablamos de viscosidad cuando existe una proporcionalidad entre la velocidad de deformación del material y la fuerza aplicada. Ahora bien, estas propiedades biomecánicas del tendón están condicionadas por unos factores fundamentales: las características estructurales del tendón, su forma externa, su vasculación e inervación.

Estructura Los tendones están formados por células, colágeno y una sustancia fundamental en la que predomina el agua, los proteoglicanos, las glucoproteínas y la elastina. Las células, tenocitos, están presentes en el entramado de fibras de colágeno, en gran número, tienen un núcleo alargado y están dispuestos en hileras en el sentido del eje de fuerza del tendón. Pero su característica más importante, com o se ha expuesto anterior­ mente, es la presencia de actina y miosina, que convierte al tendón en un órgano co n ­ tráctil (Ippolito y c o k , 1980) (fig. 5-1).

Figura 5-1. Tendón de Aquiles normal visto con microscopio óptico (HE X 30). Se aprecian las células tendinosas dispuestas en hileras.

C a p ít u l o 5. Biomecánica del tendón

69

Figura 5-2. Tendón de Aquiles normal visto con microscopio electrónico (x 16.000). Se observa la distribuión longitudinal y homogénea de las fibras de colágeno.

El colágeno es una proteína de 300.000 D de peso molecular, con una longitud apro­ ximada de 3.000 A y un diámetro de 14 A . Tiene forma alargada, y las fibras de colágeno forman grupos fasciculares, de entre 1 y 50 |x de tam año, dispuestos también en forma longitudinal a lo largo del eje de fuerza del tendón. Predomina el colágeno de tipo I lo que proporciona a los tendones una mayor elasticidad. En menor cantidad se encuentra tam ­ bién colágeno de tipos III, IV y V. Con el microscopio electrónico se aprecia esta disposición longitudinal del colágeno y la presencia de una estriación transversal, de carácter periódico, similar a la estriación que presenta el músculo. Podría ser debida a la form a helicoidal de los haces de fibras, ya que esta estriación desaparece tras repetidas tracciones del tendón (fig. 5-2). La proporción de colágeno en el tendón disminuye con la edad, tanto en número como en diámetro, por lo que con el paso de los años se reduce también la elasticidad del tendón. En el tendón se encuentra, además, la sustancia fundam ental constituida por agua (58-70 % ), proteoglicanos (4 % ), glucoproteínas (2 % ) y elastina (4 % ), con la función de dar cohesión a las fibras de colágeno y permitir su deslizamiento. Igual que éstas, su con­ centración disminuye con la edad, afectando lógicamente la elasticidad del tendón. Mención especial merece la estructura de la unión musculotendinosa, en la que a lo largo de amplias láminas de inserción, se produce un entrecruzamiento de células y fibras musculares con células y fibras tendinosas, com o se aprecia en la figura 5-3. De todas for­ mas su com portam iento biomecánico es mucho más parecido al del músculo que al del tendón. En la unión oseotendinosa, de la entesis, se describen clásicamente, desde Dolgo-Saburoff (1929), cuatro zonas bien diferenciadas: 1. Zona 1: en la que existe una estructura típicamente tendinosa, con tenocitos, colágeno y sustancia fundamental. 2 . Zona 2: dispuesta unos milímetros más hacia la inserción; en ella los tenocitos cam ­ bian la forma alargada de sus núcleos que se hacen más redondeados, asemejándose a las células cartilaginosas: son las llamadas células vesiculosas, que comparten la sus­ tancia fundamental con los tenocitos normales y con verdaderas células condrales.

70

J. Nardi Vilardaga y A. Combatía Aleu

Figura 5-3. Unión musculotendinosa. Microscopio óptico (HE, X 30). Se aprecia el entrecruzamiento de células y fibras musculares y fibras tendinosas.

3. Zona 3: aparece ya en este momento la línea cementante o línea azul, así llamada por su coloración tras tinción por hematoxilina-eosina, traducción histológica del primer ves­ tigio de sustancia osteoide. Aparece entre la estructura tendinosa y los condrocitos. Es la zona de fibrocartílago calcificado o mineralizado, con un espesor de 100 a 300 |x. 4. Zona 4: en esta zona se encuentra una estructura típicamente ósea por acumulación progresiva de cristales de hidroxiapatita en el interior de las fibras de colágeno.

Forma externa Las propiedades biomecánicas del tendón no dependen sólo de su composición estruc­ tural, sino también en gran parte de su forma externa. Así, se observa que los fascículos tendinosos, que desde el punto de vista estructural se agrupan en fascículos que siguen el eje de fuerza, están dispuestos de form a ondulada, helicoidal, form ando bucles, de

C a p it u l o 5. Biomecánica del tendón

71

Figura 5-4. Tendón de Aquiles nomal, visto al microscopio electrónico de barrido (x 600). Las fibras de colágeno se encuentran ordenadas sobre un eje longitudinal y dispuestas en finas y armónicas ondulaciones.

form a trenzada sobre sí mismos y enrollados entre sí en los 3 planos del espacio, com o se muestra en la figura 5-4. Esta forma estructural permitirá que se desenrolle el tendón cuando soporte fuerzas de tracción, lo que contribuye a mantener un mayor grado de elasticidad, ya que cuando las fibras tendinosas están sometidas a tracción, se pierde la ondulación y se hacen recti­ líneas. Esto ocurre ya con tracciones mínimas, entre el 2 y el 4 %.

Vascularización e inervación Al valorar los condicionantes biom ecánicos del tendón tam bién es m uy im portante considerar la vascularización. En general, el tendón se irriga a partir de dos zonas: de la unión musculotendinosa y de la unión osteotendinosa. Se desarrolla un entramado vascular, la red vascular intratendinosa, que se desenvuelve entre los distintos grupos fasciculares. Esta red es conse­ cuencia de la anastomosis entre ambas circulaciones. Pero en los tendones largos, los que llegan a la mano o al pie, esta circulación no es su­ ficiente para mantener el estado nutricional y, por tanto, funcional y biomecánico nece­ sario, por lo que se añade al anterior circuito vascular un aporte suplementario a expen­ sas de nuevas arterias de la región. El ejemplo más característico es la presencia de la irrigación procedente de las vinculas en los tendones flexores de los dedos, o de la tibial posterior en el tendón de Aquiles. A pesar de todo, existen zonas tendinosas, en determinados tendones, con una dismi­ nución de la irrigación lo que condiciona la reducción de la elasticidad en esta región y por tanto una mayor propensión a la lesión (fig. 5 -5 ). Por ello, algunos autores com o Lundborg y cois. (1980), admiten la existencia de una nutrición complementaria del ten­ dón por difusión a través de la sinovial y de los tejidos vecinos, de igual forma a lo que ocurre en el cartílago articular. Dicha teoría no está demostrada en la actualidad. M enor im portancia tiene la inervación del tendón en relación con sus propiedades biomecánicas. Recordemos, no obstante, que esta inervación proviene sobre todo de la unión musculotendinosa, complementada por filetes nerviosos procedentes de los ner­ vios de la vecindad.

72

J. Nardi Vilardaga y A. Combalía Aleu

Figura 5-5. Tendón de Aquiles normal. Estudio microangiográfico tras inyección de contraste radiológico. Se aprecia la marcada reducción de la vascularización entre 2 y 6 cm de la inserción en el calcáneo.

Los fascículos nerviosos term inan en ocasiones en los corpúsculos de Pacini o de Ruffini, que en el momento de la contracción actúan com o verdaderos m ecanorreceptores de reflejos propioceptivos o miotácticos. En otras ocasiones, y de forma más im por­ tante, terminan en los receptores tendinosos del aparato de Golgi, que actúa de sistema de alerta que protege al tendón de tracciones bruscas o excesivas, emitiendo órdenes de in­ hibición de la contracción muscular, por conexión con el huso muscular.

Curva de tensión-deformación del tendón Todos estos condicionantes estructurales del tendón se traducen en una mayor capacidad de sus propiedades biomecánicas, en un aumento de la elasticidad, de la plasticidad y de la viscosidad. Ello se traduce en la form a especial de la curva de tensión-deform ación

C a p it u l o 5. Biom ecánica del tendón

Alargamiento (%)

73

Figura 5-6. Curva de tensión-deformación del tendón.

(fig. 5-6), en la que se observa que cuando un tendón es sometido a una fuerza de tracción sufre una elongación inicial, una deformación, de alrededor del 2 % de su longitud. Si per­ sisten las fuerzas de tracción, el tendón responde con una importante resistencia a la de­ formación, por lo que hacen falta fuerzas de tracción muy elevadas para romper el tendón. Del análisis de la curva de tensión-deformación podemos deducir, además, que en la primera parte de la curva, con un trayecto casi lineal, el tendón sigue el com portam ien­ to de un material elástico: la deform ación aum enta de form a proporcional a la fuerza aplicada, sin que se produzcan cambios estructurales en él y adquiere de nuevo su forma inicial al ceder la fuerza de tracción. En esta fase la forma externa del tendón, la ondula­ ción, el trenzado de los fascículos, ya que el tendón responde a la tracción con la desapa­ rición de la ondulación y el aplanamiento de las fibras tendinosas, ayuda en gran medi­ da a la elasticidad del tendón. La segunda parte de la curva pone en evidencia la plasticidad del tejido tendinoso. En esta fase hacen falta grandes aumentos de la fuerza de tracción para que el tendón sufra peque­ ñas deformaciones. Colabora también en esta fase la contractilidad de las células tendinosas, a expensas de la actina y la miosina, que contribuyen a esa resistencia a la deformación. Por último, en la tercera parte de la curva, se observa una progresiva elongación del te­ jido tendinoso ante mínimas fuerzas de tracción. Esto ocurre por el agotamiento de to ­ dos los mecanismos compensadores que actuaban en las primeras fases y por haber lie-

74_________________________________________________________ )■ Nardi Vilardaga y A. Combalía Aleu

gado a la máxim a capacidad de las propiedades biomecánicas del tendón, la elasticidad, la plasticidad y la viscosidad. En resumen, puede afirmarse que un tendón sometido a solicitaciones de tensión si­ gue en primer lugar un com portam iento de tipo elástico hasta alcanzar una elongación aproximada del 4 % . A continuación la deform ación es de tipo plástico, en la segunda parte de la curva, y la rotura del tendón se produce entre los 3 y 11,5 kg/mm^, depen­ diendo de cada uno de los tendones. Es fundamental señalar que las fuerzas fisiológicas a que está sometido un tendón durante la actividad musculotendinosa habitual, inclu­ yendo el deporte, tienen lugar en la primera parte de la curva.

Tendón patológico Todo lo expuesto ocurre en el tendón sano, con una estructura normal, com o se ha des­ crito en los capítulos anteriores, pero por el número cada vez mayor de personas que se de­ dican a la práctica de deporte y que, proporcionalmente, lo hacen en la edad media de la vida, y por el hecho de que esta práctica deportiva se realiza en muchas ocasiones de m a­ nera discontinua y agresiva, han aumentado de forma notoria las lesiones tendinosas en el deporte, en particular en personas de edad media, habiendo pasado del 20 % al 34,5 % en estos pacientes, com o motivo de consulta por lesión deportiva (Sandelin y cois., 1985; Jozsay cois., 1989). En estos pacientes se han de valorar las distintas alteraciones estructurales o m ecáni­ cas que condicionan los cambios biomecánicos del tendón, que favorecen la disminución de sus propiedades biomecánicas y que conducen a la aparición más frecuente de la le­ sión o al fracaso completo del tendón com o es su rotura espontánea. Por ello creemos que esta parte del tema debe centrarse no en las manifestaciones cUnicas ni en el trata­ miento de estas lesiones sino en los cambios estructurales y en su repercusión sobre las propiedades de los tendones, para proceder a la prevención de la lesión (Williams, 1986; G aley cois., 1992). En la patogénesis de las lesiones tendinosas se han invocado distintas causas: las alte­ raciones vasculares, las alteraciones del colágeno, ciertos factores genéticos, así com o el entrenamiento mal dirigido, causa de incoordinación motora-muscular. Varios han sido los estudios efectuados sobre la vascularización tendinosa (Carr y Norris, 1989; Graf y cois., 1990; Backman y cois., 1990; Schmidt-Rohlfing y cois., 1992) con el fin de conocer la vascularización y microcirculación del tendón en sus distintas zonas. De estos estudios parece desprenderse que el tendón es una estructura pobremente vascularizada y que la disminución del aporte arterial podría determinar la degeneración tendinosa y abocar a la patología crónica cuyo final es la rotura espontánea del tendón. Más importante podría ser la predisposición a estas lesiones, debido a una alteración preexistente en la matriz tendinosa, ya sea por alteraciones del colágeno (Di Stefano, 1975; Coom bs y cois., 1980; Holz, 1980) de la laminina y la fibronectina (Kvist y cois., 1988; Jozsa y cois., 1989), o de otras estructuras del tendón, debidas a microtraumatismos, en­ fermedades generales o tratamiento con corticoides in situ (Newnham y cois., 1991). Finalmente, diversos autores (Genety, 1972) insisten sobre el “automatismo equivoca­ do”, un esquema de incoordinación de los distintos músculos que colocarían al tendón en condiciones de tensión suprafisiológicas. Inglis y Sculco (1981) señalan que existiría un fallo del mecanismo regulador de la contracción muscular. Por todo lo expuesto, creemos que es imprescindible valorar, en nuestra población, el estado de la vascularización tendinosa, de la estructura, la ultraestructura, la presencia de

C a p it u l o 5 . Biomecánica del tendón__________________________________________________________ ^

laminina y fibronectina mediante técnicas de inmunohistoquimia, y sus posibles cambios a lo largo de la edad, para valorar su repercusión en la biomecánica del tendón y sobre la patología tendinosa. Para ello diseñamos un estudio experimental sobre el tendón de Aquiles, que se describe a continuación.

Material y métodos Se ha dividido la exposición en cuatro grandes apartados que se corresponden con cada uno de los objetivos expuestos anteriormente: estudio de la vascularización intratendinosa, estudio estructural, estudio ultraestructural e inmunohistoquimia.

Estudio de la vascularización intratendinosa Se ha procedido al estudio de la vascularización de 40 tendones de Aquiles de cadáver no formolado y congelados a - 4 0 °C. En treinta de ellos se rellenó el árbol arterial con lá­ tex rojo, y en 1 0 casos el relleno se realizó con contraste radiológico. Estas 40 piezas anatómicas corresponden a otras tantas extremidades inferiores pro­ cedentes de 20 donantes de órganos, de edades comprendidas entre los 32 y 59 años. Los estudios microangiográficos de vascularización se realizaron tras la inyección co­ rrespondiente de látex o contraste radiológico. Las extremidades a las que se les inyectó látex fueron disecadas, se observó la anatomía topográfica y se extrajo el tendón de Aqui­ les. Se realizaron tres cortes microscópicos con un grosor de 10 jjl , cada 2 cm de tendón, hasta una longitud de 1 2 cm de su inserción en el calcáneo, se tiñeron con tricróm ico de Mallory y se observaron al microscopio óptico. En los 10 tendones a los que se les inyectó contraste radiológico, se realizaron radio­ grafías con un aparato Senographe 500T.

Estudio estructural mediante microscopía óptica Para la valoración de la estructura tendinosa se han estudiado 73 tendones de Aquiles pertenecientes a dos grandes grupos de pacientes. Veinte de estos tendones pertenecen a sujetos sanos, sin antecedentes médicos de interés, generalmente víctimas de accidentes de tráfico y que realizaron donación de sus órganos. Las 53 muestras restantes proceden de pacientes que presentaban rotura espontánea del tendón de Aquiles y fueron sometidos a tratamiento quirúrgico. En ellos se procedió a la extracción de una muestra del tendón en la rotura y de una segunda muestra 2-3 cm por encima. Todas estas piezas fueron fijadas mediante formaldehído al 10% , incluidas en parafina, cortadas transversalmente a un grosor de 1 0 [jl y los cortes se tiñeron alternativa­ mente con hematoxilina-eosina y tricróm ico de Mallory.

Estudio ultraestructural mediante microscopía electrónica Com o en el apartado anterior, se utilizaron 20 tendones de Aquiles procedentes de do­ nantes de órganos, com o tendones control.

76_________________________________________________________ J. Nardi Vilardaga y A. Combalía Aleu

Por otro lado, se procesaron 23 muestras procedentes del tratam iento quirúrgico de las roturas espontáneas del tendón de Aquiles en deportistas. Una vez obtenidas las muestras de los tendones, se seccionaban en bloques de 1 mm^ para su procesamiento según la técnica clásica para microscopía electrónica de transmi­ sión, realizándose cortes sem ifinos a 2 |x de espesor, y se m ontaban sobre rejillas de 300 mallas. Las preparaciones fueron observadas al microscopio electrónico de transmi­ sión Philips Em 301.

Inmunohistoquimia Se procesaron 22 tendones de Aquiles para el estudio inmunohistoquímico, con la fina­ lidad de detectar la presencia de fibronectina y/o laminina en el tendón. De los 22 tendones de Aquiles, diez procedían de donantes de órganos y los doce res­ tantes de tendones afectos de rotura espontánea. El método seguido es el descrito por Ekblom y cois. (1982), previa digestión enzimática según la pauta de Burns, Dixon y Woods (1980).

Resultados Los resultados obtenidos se exponen atendiendo a los cuatro apartados en que hemos di­ vidido el estudio.

Estudio de la vascularización intratendinosa La realización de radiografías de grano fino y alta definición ha permitido observar la vascularización intratendinosa. Las radiografías tomadas con muestras de tendón com ­ pleto, en las que se incluye el paratendón, muestran una distribución prácticamente ho­ mogénea de las arteriolas. Mucho más densa en la unión musculotendinosa y osteotendinosa, y algo m enos en el tendón libre. La vascularización proviene de form a casi exclusiva de las arteriolas de su cara ventral o profunda, com o puede observarse en las proyecciones de perfil del tendón. Las exploraciones radiológicas realizadas una vez extraído el paratendón, muestran una m arcada reducción de la vascularización, en especial una acusada escasez de arte­ riolas intratendinosas en el segmento correspondiente al tendón libre, que se correspon­ den con una distancia entre 2 a 6 cm de la inserción en el calcáneo. Esta zona tendinosa con una m enor vascularización es de longitud variable y está re­ lacionada con el grado de descenso de las fibras musculares del sóleo. Así, cuando éstas descienden más caudalmente, el tendón libre es de menor longitud, y es más pequeña la zona de menor irrigación. En la inserción en el calcáneo, se observa un incremento de la vascularización, causa­ da por arteriolas ascendentes provenientes del calcáneo. De form a similar, en la unión musculotendinosa existe un aumento de la vascularización motivada por arteriolas de trayecto descendente que provienen de la circulación intramuscular (fig. 5-7). En tres de las 10 muestras hemos apreciado la existencia de una arteriola central y ven­ tral que recorre el tendón en sentido craneocaudal en toda su longitud. Desde esta arte­ riola nacen en dirección perpendicular y sentido dorsal y hacia ambos bordes del tendón,

C a p it u l o 5 . Biom ecánica del tendón

77

Figura 5-7. Disección del tendón de Aquiles normal, tras inyección de látex en su circulación. Se aprecia la irrigación procedente de la unión musculotendinosa, de la osteotendinosa y la disminución de la vascularización entre 2 y 6 cm de la inserción.

arteriolas segmentarias que se distribuyen hacia la periferia. En los restantes 7 casos, se aprecia una red desordenada que no sigue un patrón homogéneo. El área de m enor irrigación arterial, correspondiente al segmento de tendón libre, se corresponde con la zona más predispuesta a la rotura. En los cortes transversales observados al m icroscopio óptico, se observa que el nú­ mero de arteriolas intratendinosas varía a lo largo del tendón. La media del número de vasos valorada es significativamente inferior y diferente en los cortes correspondientes a una distancia entre 3 a 5 cm de la inserción del tendón en el calcáneo. Datos superponibles a los obtenidos mediante el estudio radiográfico.

Estudio estructural y ultraestructural Se exponen por separado los resultados obtenidos del estudio de los tendones sanos, de donantes de órganos, y de los patológicos, provenientes de roturas espontáneas del ten­ dón de Aquiles.

78

J. Nardi Vilardaga y A. Combalía Aleu

Figura 5-8. Corte transversal de un tendón de Aquiles normal, observado con microscopio electrónico (x 600). Se aprecia la estructura fascicular del tendón y la vascularización entre los grupos fasciculares.

Tendones sanos En los tendones estudiados se observa una ondulación de las fibras. Por regla general, en la observación al microscopio óptico no se aprecia la constitución fibrilar de las fibras tendinosas, aunque se provoque una hidratación, por encontrarse las fibrillas agrupadas de forma densa. Entre los haces de fibras se encuentran encajadas las prolongaciones de las células tendinosas. Las células tendinosas son los fibrocitos, adaptados a las especiales condiciones exis­ tentes en el tendón, y dispuestos en largas series entre las fibras de colágeno. Observadas al microscopio óptico, las células se presentan com o formaciones aplanadas y alargadas, triangulares o cuadrangulares, con un citoplasma intensamente basófilo y un niicleo re­ dondeado y laxo. En ocasiones sólo encuentran separadas unas de otras por finos res­ quicios (fig. 5-1). Los tendones se encuentran constituidos por colágeno y elastina incluida en una m a­ triz de proteoglicanos y agua, constituyendo el colágeno el 65 % del contenido seco del tendón. Estos elementos se producen en el interior del fibroblasto y se organizan en una estructura tridimensional. La organización de las fibras tendinosas en una disposición paralela a lo largo del eje longitudinal es la que se observa con microscopía óptica. Al microscopio electrónico de transmisión y con el microscopio de barrido, las fibras de colágeno se observan, no sólo en una orientación longitudinal, sino también orien­ tadas de forma horizontal y transversal (fig. 5 -2 ), además se aprecia la perfecta agrupa­ ción en fascículos (fig. 5-8). Además, con el microscopio de barrido se observa la orien­ tación en espiral de las fibras de colágeno (fig. 5-4). Estos hallazgos han sido constantes en todos estos tendones, sin haber encontrado diferencias por la edad o el sexo.

Roturas espontáneas del tendón de Aquiles De las 53 muestras destinadas al estudio con microscopía óptica, 45 presentaban claros signos de alteración del tejido conjuntivo de tipo degenerativo, consistentes en edema y desintegración del tejido, con fragmentación y deshilachamiento de las fibras de coláge-

C a p í t u l o s . Biom ecánica del tendón

79

Figura 5-9. Tendón de Aquiles tras rotura espontánea. Microscopio electrónico (x 20.000). Se observa la desintegración y angulación de las fibras de colágeno.

no. Este hecho com porta un aumento en la ondulación de la estructura del tejido co n ­ juntivo. Varias fibras de colágeno mostraban signos de degeneración. De forma constan­ te se observaban pocos núcleos en estas zonas. Con frecuencia, se apreciaba la existencia de áreas bien conservadas, alternando con otras con claras lesiones degenerativas. Las alteraciones histológicas encontradas en la estructura del tendón son de cuatro tipos: 1. Degeneración hipóxica. En el estudio por microscopia óptica convencional y bajo luz polarizada, así com o con m icroscopia electrónica de transmisión, los cambios aso­ ciados a las alteraciones hipóxicas son evidentes tanto en los tenocitos com o en las fi­ bras de colágeno. Al microscopio óptico la degeneración hipóxica se caracteriza por la ausencia de pigmentación de los núcleos de los tenocitos. Con el microscopio electró­ nico se encuentran alteraciones en el tamaño y configuración de las mitocondrias de los tenocitos. En las fibras de colágeno se aprecia desintegración longitudinal, varia­ ciones de diámetro y angulación de éstas (fig. 5-9). 2. Degeneración mucoide o mixoide. Algunas fibras de colágeno se encuentran adelgaza­ das y algunas fragmentadas, entre otras de apariencia normal. Los cambios en los te­ nocitos son similares a los observados en la degeneración hipóxica. El citoplasma se encuentra ocupado por grandes vacuolas y es frecuente la desgranulación del retícu­ lo endoplasmático (fig. 5-10). 3. Degeneración lipídica. La fase inicial de la degeneración grasa se caracteriza por la apa­ rición de pequeños grupos aislados de adipocitos entre las fibras de colágeno del ten-

80

J. Nardi Vilardaga y A. Combalía Aleu

Figura 5-10. Rotura espontánea del tendón de Aquiles. Microscopio óptico (HE, X 30). Patrón de degeneración mixoide.

Figura 5-11. Tendón de Aquiles tras rotura espontánea. Microscopio óptico (HE, X 30). Patrón de degeneración grasa.

dón. En las fases más avanzadas, las células adiposas interrumpen la continuidad de las fibras de colágeno (fig. 5-11). Con microscopia electrónica se aprecia, en fases inicia­ les, la desaparición del patrón norm al de los haces de colágeno, que están adelgaza­ dos en las zonas en las que hay mayor ntimero de adipocitos. En fases avanzadas se for­ man cadenas de adipocitos que se agregan en agrupaciones tridimensionales. 4. Calcificación tendinosa. En dos casos se encontraron depósitos de calcio y metaplasia del tejido tendinoso en cartilaginoso y óseo. Se observan en estos casos amplios de­ pósitos de calcio entre las fibras de colágeno, que incluso pueden unirse íntimamente a ellas.

Estudio inmunohistoquímico En los tendones de Aquiles procedentes de sujetos sanos, se encontró la presencia de laminina y fibronectina en las paredes vasculares. Los anticuerpos antilaminina produ-

C a p í t u l o s . Biom ecánica del tendón

81

Figura 5-12. Rotura del tendón de Aquiles. Se detecta la presencia de fibronectina, por inmunofluorescencia, en la superficie de las fibras de colágeno y entre los haces de fibras.

cían una tinción intensa en la unión musculotendinosa. Se encontró también laminina en el endomisio, pero no en el perimisio, que estaba teñido con los anticuerpos antifibronectina. La unión musculotendinosa presentaba depósitos de fibronectina. En los cortes procedentes de pacientes con rotura del tendón de Aquiles, la fibronec­ tina pudo detectarse transcurridas 6 horas después del accidente, en la superficie de ro­ tura. En las otras zonas del tendón se detectó la fibronectina en la superficie de las fibras de colágeno y de los tenocitos (fig. 5-12).

Discusión Se han propuesto distintas causas de la etiopatogenia de las alteraciones tendinosas; trastornos vasculares que producen una isquemia del tendón, alteraciones degenerativas de la matriz tendinosa, en especial del colágeno, factores genéticos y el entrenamiento mal dirigido, causa de incoordinación muscular-motora. Si valoramos en primer lugar la vascularización tendinosa, podemos afirmar que, en general, el tejido tendinoso se encuentra correctam ente vascularizado, ya sea a expensas de la unión musculotendinosa, osteotendinosa o a expensas de arteriolas segmentarias que, en el tendón de Aquiles, proceden de la tibial posterior y de la peronea. No obstan­ te, estamos de acuerdo con Fisher y cois. (1976) en que esta circulación local se distribu­ ye por el paratendón y, en general, no proporciona una irrigación importante al interior del tendón. Podemos afirmar, de acuerdo con C arr y N orris (1 9 8 9 ) y Schm itd-Rohlfmg y cois. (1992), que el tercio medio del tendón de Aquiles, a una distancia entre 3 y 5 cm de su in­ serción en el calcáneo, se encuentra menos irrigado que el resto del tendón. Por otra parte, ésta es la zona del tendón en la que asientan la mayoría de las roturas del tendón de Aquiles, a lo que debe añadirse el hecho com probado por Kannus y Jozsa (1991), de que la irrigación tendinosa se encuentra disminuida en las zonas de fricción, torsión o compresión, y señalar que ésta es la zona de apoyo posterior de la mayoría del calzado deportivo. De todo ello puede desprenderse el hecho de que ante una disminución de la irriga­ ción tendinosa, puede ocurrir una cierta isquemia del tendón, llegando incluso a fenó­

82_________________________________________________________ J. Nardi Vilardaga y A. Combalía Aleu

menos de necrosis tisular, tal com o hemos observado en nuestros resultados y en los des­ critos por Kannus y Jozsa (1 9 9 1 ). Este hecho se admite también en la génesis de otras roturas tendinosas, com o la del tendón del tibial posterior (Frey y cois., 1990) o del supraespinoso (Lohr y Uhthoff, 1990). En el examen con microscopio electrónico de transmisión y de barrido, las fibras de colágeno presentan no sólo en una orientación longitudinal, sino que también están orientadas de forma horizontal y transversal; asimismo, hemos podido valorar fibras en espiral con formación de bucles. Esta estructura compleja tridimensional sólo se comprende si tenemos en cuenta que el tendón se encuentra expuesto a solicitaciones multidireccionales y no sólo en sentido longitudinal. Esta estructura tridimensional form aría, de acuerdo con Kannus y Jozsa (1991), un entramado de fibras dispuestas para soportar las fuerzas en varias direcciones, en prevención de la desconexión de dichas fibras y por tanto de la rotura. En todos los tendones de Aquiles que han sufrido ya la rotura, hemos encontrado al­ teraciones patológicas preexistentes, que eran poco frecuentes en los tendones proceden­ tes de donantes, o tendones control. Estas observaciones confirm an los estudios de Arner y cois. (1 9 5 8 ) y de Kannus y Jozsa (1 9 9 1 ), entre otros, quienes afirmaban que la rotura de un tendón se encontraría precedida por alteraciones degenerativas, es decir, una tendinopatía degenerativa, una de­ generación mixoide, una degeneración grasa o una degeneración calcificante. La presencia de una degeneración grasa puede por sí m ism a producir la rotura del tendón sin que existan otros cambios degenerativos en el tejido colágeno (Kannus y Joz­ sa, 1991). La degeneración hipóxica es el hallazgo más frecuente en los tendones que han sufri­ do una rotura, ya sea de forma aislada o en combinación con otros tipos de degeneración. Algunos autores, com o Kannus (1991), describen dentro de lo que denominan tendino­ patía hipóxica degenerativa, la existencia de calcificaciones intramitocondriales, que n o­ sotros no hemos podido encontrar. En el grupo control de este estudio, con una media de edad de 33,7 años, y quienes se encontraban presumiblemente sanos en el m om ento de su muerte accidental, algo más de la cuarta parte presentaban alteraciones patológicas en el tendón de Aquiles. Estos hallazgos sugieren que, en una población urbana com o la estudiada, la presencia de cam ­ bios degenerativos en los tendones puede ser frecuente en los sujetos mayores de los 30 años, y parece lógico que estas alteraciones puedan predisponer a la rotura. No es conocida la razón de por qué los tenocitos y las fibras de colágeno degeneran o por qué existen diferencias en los distintos tendones en cuanto al tipo de degeneración. No obstante, la evidencia que se posee en la actualidad indica que la disminución del aporte arterial de oxígeno, con la consecuente hipoxia tisular y la alteración que com por­ ta en el metabolismo y la nutrición del tendón, pueden ser los factores desencadenantes (Hess y cois., 1989). Por último, tras los estudios inmunohistoquímicos, pensamos que la laminina, que encontram os en el tendón sano en la unión musculotendinosa y el endomisio, no es un método fiable en el tendón patológico, mientras que la detección de fibronectina en la su­ perficie de las fibras de colágeno o de los tenocitos, es indicativa de degeneración de di­ chas estructuras. De acuerdo con Kvist y cois. (1 9 8 8 ), pensamos que la presencia de fi­ bronectina confirma la existencia de un tejido colágeno inmaduro en la tendinitis crónica que favorece el riesgo de rotura. En conclusión, tras la valoración de estos tendones patológicos, podem os afirm ar que la irrigación del tendón y los cambios estructurales que se producen en él de forma

C a p it u l o 5 . Biom ecánica del tendón__________________________________________________________ ^

subclínica a lo largo de la vida, son los responsables de una disminución de las propie­ dades biomecánicas del tendón, que com portan una disminución de la resistencia a las solicitaciones a las que está expuesto el tendón y que provocan un aplanamiento de la curva de tracción-deformación y, por tanto, una precoz aparición de la lesión y el fraca­ so completo del tendón com o en la rotura espontánea de éste.

BIBLIOGRAFÍA Arner O, Lindholm A, Orell SR. Histologic changes in subcutaneous rupture o f the Achilles tendón: A study o f 74 cases. Acta Chir Scand 1958; 116: 484-490. Backman C, Boquist L, Friden J. Chronic Achilles paratenonitis with tendinosis: An experimental model in the rabbit. J Orthop Res 1990; 8: 541-547. Burns J, Dixon AJ, Woods JC. Im munoperoxidase localisation o f fibronectin in glomeruli o f form alin-fixed paraffin processed renal tissue. Histochemistry 1980; 67: 73-78. Carr AJ, Norris SH. The blood supply o f the calcaneal tendón. J Bone Joint Surg 1989;71B :100-101. Coom bs RRH , Klenerm an L, Narcisi R Collagen typing in Achilles tendón rupture. J Bone Joint Surg 1980; 62B; 258-265. Di Stefano VJ. Pathogenesis and diagnosis o f the ruptured Achilles tendón. Orthop Rev 1975; 4: 17-18. Dolgo-Saburoff B. Uber Ursprung und Insertion der Skelettmuskelm. Anat Anz 1929; 68: 80-87. Ekblom P, M iettinen M , Rapóla J. Dem onstration o f laminin, a basement m em brane glycoprotein, in routinely processed formalin-fixed human tissues. Histochemistry 1982; 75: 301-307. Fisher LP, Carret JP, G onon GP. Vascularisation arterielle du ligam ent rotulien et du tendón d’Achille chez l’homme. Bull Assoc Anat 1976; 60: 323-334. Frey C, Shereff M , Greenidge N. Vascularity o f the posterior tibial tendón. J Bone Joint Surg 1990; 72A; 884-888. Gale DW, Dias JJ, Khokhar AA. Operative or conservative treatment o f closed rupture o f the tendo-Achilles? J Bone Joint Surg 1992; 74B: 142-143. Genety J. La tendinite et la rupture du tendón d’Achille. Cah Med Lyon 1972; 48: 1639-1644. G raf J, Schneider U, Niethard FU. M icrocirculation o f the Achilles tendón and significance o f the paratenon: A study with the plastination method. Handchir M ikrochir Plast Chir 1990; 22: 163-166. Hess GP, Cappiello W L, Poole RM. Prevention and treatm ent o f overuse tendón injuries. Sports Med 1989; 8: 371-384. Holz U. Achilles tendón rupture and achillodynia: The importance o f tissue regeneration. Fortschir Med 1980; 98: 1517-1520. Inglis AE, Sculco TP. Surgical repair o f ruptures o f the tendo Achillis. Clin Orthop 1981; 156: 160-169. Ippolito E, Natali PG, Postacchini F, Accinni L, De M artino C. Morphological, imm unochem ical and biochemical study of rabbit Achilles tendón at various ages. J Bone Joint Surg 1980; 62A: 583-589. Jozsa L, Kvist M, Bahnt BJ. The role o f the recreational sport activity in Achilles tendón rupture: A clinical, pathoanatomical, and sociological study of 292 cases. Am J Sports Med 1989; 17: 338-343. Jozsa L, Lehto M, Kannus P. Fibronectin and laminin in Achilles tendón. Acta Orthop Scand 1989; 60: 469-471. Kannus P, Jozsa L. Histopathological changes proceding spontaneous rupture o f a tendón: A controlled study o f 891 patients. J Bone Joint Surg 1991; 73A: 1507-1525. Kvist M H, Lehto MU, Jozsa L. Chronic Achilles paratenonitis: An immunohistologic study o f fibronectin and fibrinogen. Am J Sportas Med 1988; 16: 616-623. Lohr JF, U hthoff HK. The microvascular pattern o f the supraspinatus tendón. Clin Orthop 1990; 254: 35-38. Lundborg G, Holm S, Myrhage R. The role o f the synovial fluid and tendón sheat for flexor tendón nutrition. An experimental tracer study on diffusional pathways in dogs. Scand J Plast Reconst Surg 1980; 14: 99-107. Newnham DM , Douglas JG, Legge JS. Achilles tendón rupture: An underrated complication o f corticosteroid treatment. Thorax 1991; 46: 853-854. Sandelin J, Kiviluoto O, Santavirta S. Outcome o f sports injuries treated in a casualty department. Br J Sports Med 1985; 19: 103-106 Schmidt-Rohlfing B, G raf J, Schneider U. The blood supply o f the Achilles tendón. Int Orthop 1992; 16: 29-31. Williams JG. Achilles tendón lesions in sport. Sports Med 1986; 3: 114-135.

Capítulo 6

Biomecánica del músculo F. B a l a g u é V iv e s

y

S. R a m ó n R o ñ a

Introducción El cuerpo humano muestra constantemente actividades de tipo mecánico. Ello es debido por una parte a las funciones de sus órganos vitales, com o la circulación de la sangre, la respiración y la digestión y, por otra, a las actividades asociadas a la vida diaria y social, com o la locomoción y las tareas manuales más sofisticadas. El movimiento voluntario es un requisito indispensable para una vida activa. La pér­ dida de movilidad conduce al deterioro ñincional y a la incapacidad para realizar las ac­ tividades de la vida diaria. La biomecánica es la aplicación de los principios de la física al estudio de los sistemas biológicos. Permite el estudio del movimiento corporal y de las fuerzas necesarias para producir movimiento. Desde el entrenamiento muscular de potencia practicado por los culturistas, al m ovi­ miento de precisión realizado por los músicos, toda actividad musculosquelética respon­ de básicamente a un único patrón, por unas mismas unidades básicas contráctiles, com o se detallará a continuación. Las actividades humanas no son tan simples, y algunas re­ quieren interacciones complejas de grupos musculares sinérgicos. Aunque se conocen las características básicas de la biomecánica muscular, los datos científicos no son todavía su­ ficientemente concluyentes. En este capítulo se exponen los conceptos básicos de la bio­ mecánica muscular.

Estructura del músculo estriado Las células musculares provienen del mesénquima, que se identifica m acroscópicam en­ te en el embrión a partir de la séptima semana de gestación. El músculo está formado por células, redes organizadas de nervios y vasos sanguíneos, y una matriz de tejido conjunti­ vo extracelular. El elemento anatómico constitutivo del músculo es la fibra muscular, de la que se distingue: el músculo cardíaco, el músculo liso (involuntario) y el músculo es­ triado (voluntario o esquelético). El m úsculo estriado constituye la m ayor masa de tejido del cuerpo y representa el 43 % del peso corp oral total, m ientras que el m úsculo liso y el cardíaco representan el 5-10 % del mismo. Su función básica es el movimiento de las articulaciones y propor­ cionar fuerza y protección al sistema esquelético, distribuyendo las cargas que actúan so­ bre él. Está bajo control directo del sistema nervioso central (SNC). Los músculos pueden ser monoarticulares, cuando se insertan en dos huesos vecinos y cruzan una sola articu­

86_____________________________________________________________ F. Balagué Vives y S. Ram ón Roña

lación, sobre la que actúan, o poliarticulares cuando atraviesan dos o más articulaciones entre su origen e inserción. En cada articulación pueden actuar diferentes músculos y en cada m ovim iento pueden intervenir varios de ellos. Aunque cada músculo posee unas propiedades anatómicas y funcionales individuales, no suelen actuar en solitario en nin­ gún movimiento, por sencillo que éste sea. Los extremos de las fibras musculares se inser­ tan en los tendones, que a su vez se insertan en los huesos cruzando las articulaciones y transmitiendo la fuerza generada en la contracción. Las aponeurosis o fascias son láminas de tejido conjuntivo que se encuentran en algunos músculos no fusiformes, y son útiles también para la inserción ósea. Los tendones y aponeurosis constituyen el elemento elás­ tico en serie. El músculo y el tendón son dos componentes elásticos en serie que multipli­ can sus efectos y ahorran energía. El músculo estriado se compone de agua en un 75 % , seguido de proteínas, en especial los com ponentes contráctiles com o actina y miosina (20 % ) y un 5 % de fosfatos, sales minerales y fuentes energéticas necesarias para la producción de fuerza. Los músculos de tipo esquelético contienen más de un tercio de las proteínas del cuerpo. Sus células tie­ nen la propiedad de hipertrofiarse de forma considerable bajo el estímulo de la función m otora activa. C om o observó Trueta, el pigmento mioglobina, que se encuentra sola­ mente en el músculo, es el principal responsable de su coloración rojiza. A continuación se analiza el músculo estriado por su evidente interés desde el punto de vista biomecánico, y para ello debe conocerse su estructura. El músculo está consti­ tuido por elementos pasivos o inertes y elementos activos o contráctiles.

Elementos pasivos o inertes El músculo está rodeado de una vaina de tejido conjuntivo llamada epimisio. El tejido conjuntivo penetra en el músculo formando el perimisio, que divide al músculo en fas­ cículos musculares que a su vez contienen varias fibras o células musculares. Dentro de cada fascículo, las fibras o células están separadas entre sí por el endomisio. Todos estos elementos constituyen el componente elástico paralelo a las fibras. El contenido en tejido conjuntivo es variable de un músculo a otro y de una especie a otra. Su función es ase­ gurar la cohesión de las fibras musculares. Además permite la circulación sanguínea y lin­ fática, y contiene una red nerviosa (fig. 6 - 1 ).

Elementos activos o contráctiles Los componentes contráctiles son de dos tipos: la fibra muscular o fibra extrafusal y el huso neuromuscular o fibra intrafusal. La fibra muscular ejerce una fuerza mediante su contracción, com o se explicará más adelante. La fibra m uscular estriada es una célula alargada, con una longitud que varia entre 1 m m (tensor del tímpano) y 35 cm (sartorio), y cuyo diámetro varía entre 10 y 100 fim. En el hombre, el número de fibras musculares que constituye un músculo está predeterminado aproximadamente a los cuatro meses de vida embrionaria. Cada fibra o célula constituye un sincitio que puede contener hasta va­ rios centenares de núcleos. La fibra muscular está constituida por: a) el sarcolema; b) las miofibrillas, y cj el sarcoplasma. El sarcolema es la m em brana de la fibra muscular estriada, con un grosor inferior a 10 A. Su estructura es muy similar a la de las membranas de otras células, com o las ner­ viosas. Se localiza debajo del endomisio. Presenta numerosos túneles o invaginaciones

C a p it u l o 6. Biom ecánica del músculo

87

Fascículo muscular

Miofibrilla

Figura 6-1. Estructura del músculo esquelético. Organización del músculo esquelético, desde el ni­ vel macroscópico al molecular. (Adaptado de Netter, 1990.)

que forman vesículas abiertas, y que son las manifestaciones morfológicas de los proce­ sos de transporte activo. Las miofibrillas constituyen el elemento contráctil de la célula. Tienen entre 1 y 3 (jim de diám etro y ocupan dos tercios del citoplasm a (m ás de 100 millones p or cm^). La miofibrilla está constituida por la asociación de sarcómeros en serie, entre 100 y 400. Al microscopio óptico, muestra un patrón en bandas formado por unas bandas isotrópicas (banda I) y otras anisotrópicas (banda A). Esta disposición confiere al músculo su as­ pecto estriado. Al microscopio electrónico, la ultraestructura permite definir m ejor la estructura de otras bandas en su interior. Las miofibrillas están constituidas a su vez por miofilamentos o filamentos contráctiles, compuestos por proteínas contráctiles. Los fi­ lamentos pueden ser delgados (filamentos de actina) o gruesos (filamentos de miosina) y se alternan a lo largo de la fibra. Su posición permite la interdigitación entre ellos, de m anera que cada filamento grueso queda situado entre miofilamentos delgados, y vi­ ceversa. El sarcoplasma es semejante al citoplasma de otras células, contiene matriz celular y organelas, com o el aparato de Golgi, mitocondrias y retículo sarcoplasmático. Así, las miofibrillas están formadas por varios sarcómeros. Al microscopio electróni­ co, el sarcómero es el espacio entre dos líneas Z (Zwischenscheibe) consecutivas, que se presentan a intervalos regulares. Com o se ha mencionado, puede diferenciarse la banda A (anisotrópica, básicamente miosina) opaca en el centro del sarcómero, de la banda I (isotrópica, actina principalmente) que es la banda clara intercalada en los extremos. La lí­ nea Z (actina y moléculas asociadas) se encuentra en el centro de la banda I (fig. 6 -2 ). En el centro de la banda A, se encuentra una zona clara, la zona H (disco de Hansen).

88

F. Balagué Vives y S. Ram ón Roña

-Sarcómero

Músculo relajado Línea Z —<

Línea Z ¥■

r¥ r

1 a

/i

- Banda I

Banda A -

Banda I ■

Zona H

Músculo contraído

Sarcómero

Figura 6-2. Estructura microscópica del músculo. Durante la contracción se produce el acortamien­ to del sarcómero, por deslizamiento de los filamentos finos entre dos líneas Z (se acortan las ban­ das I, sin modificarse la longitud de las bandas A), acortamiento de la mió fibrilla y fibra muscular, y por tanto el músculo aumenta de espesor. Durante la relajación, ocurre lo contrario (véase texto).

El estudio al m icroscopio electrónico de un sarcóm ero perm ite diferenciar los fila­ mentos gruesos, de 16 nm de diámetro, de los filamentos finos, de 7 nm (fig. 6 -3 ). Los fi­ lamentos gruesos se localizan en el medio del sarcómero, en la banda A. Están formados por miosina (1,5 |xm de longitud y 15 nm de espesor) y se disponen en sentido longitu-

C a p it u l o 6. Biom ecánica del músculo

89

0*0 Moléculas de actina Actina

Moléculas de tropomiosina Tropomiosina

Moléculas de troponína Troponína

Banda Z ■

Filamento fino

Puentes cruzados (grupos de cabeza de las moléculas de miosina)

Filamento grueso

Filamento fino

Molécula de miosina (del filamento grueso)

Figura 6-3. Ultraestructura del músculo esquelético.

dinal. Cada filamento de miosina posee un engrosaniiento en su extremo globular o ca­ beza, a modo de paleta, que form a los puentes cruzados entre los filamentos gruesos y finos. La miosina posee una actividad adenosín-trifosfatasa (ATPasa) que libera energía, necesaria para la contracción. Debido a que rotan fiaertemente la luz polarizada, son los responsables de la apariencia de las bandas A, en el corte longitudinal. Éstos se unen a la línea Z por una proteína estructural intermediaria, la titina (o conectina). Los filamentos finos se originan en la línea Z, y se extienden a lo largo de la banda L Están formados por actina (5 A de diámetro). El complejo troponina-tropomiosina se re­ parte por toda la longitud del filamento fino. Su presencia hace que la interacción actina-miosina sea sensible a la concentración de calcio iónico (Ca^"^). Otros constituyentes (desmina, vimentina) dentro del sarcómero, aseguran las cone­ xiones transversas entre las líneas Z. Con este sistema, tras la interacción actina-miosina, se permite la transmisión de la contracción al sarcómero y posteriormente al tendón.

Huso neuromuscular En el músculo estriado y el tendón se localizan receptores periféricos de sensibilidad propioceptiva, que se dividen en: a) huso neuromuscular que está distribuido por todo el vientre m uscular del músculo, y envía inform ación sobre la longitud del músculo o la

90

F. Balagué Vives y S. Ram ón Roña Motora

a

Terminación motora gamma

Sensitiva

Motora

y

Cavidad líquida

Terminación primaria

Fibras intrafusales

1 cm

Figura 6-4. Estructura del huso muscular. El huso muscular y su relación con las grandes fibras musculares esqueléticas extrafusales, con la inervación doble motora y sensitiva del huso muscular.

magnitud del cambio de longitud, al SNC; y b ) órgano tendinoso de Golgi que transm i­ te información al SNC sobre la tensión o la magnitud del cambio de ésta, lo cual no es ob­ jetivo de este capítulo. El huso neurom uscular o fibra intrafusal es un propioceptor m uscular sensible a la distensión, dispuesto en paralelo con las fibras de los miisculos estriados. Tiene form a de huso, con una longitud aproximada de 4 a 10 mm y una anchura de 80 a 100 (xm. Se localiza a nivel profundo de la masa muscular y posee un componente muscular deno­ minado haz intrafusal com puesto por varias fibras musculares estriadas rodeadas por una cápsula, con una expansión en su región central. Cada huso está constituido por va­ rias fibras intrafusales pequeñas, entre 3 y 12, que se unen en sus extremos y se insertan en las fibras musculares esqueléticas extrafusales circundantes. Cada fibra intrafusal es una fibra muy pequeña de músculo esquelético. Es el órgano básico del reflejo miotático de extensión, de naturaleza monosináptica. El estiramiento pasivo produce tensión en el huso, mientras que la contracción muscular disminuye esta tensión (reflejo de protección muscular). La vía aferente está constituida por dos tipos de fibra. Las fibras del grupo lA establecen sinapsis con la motoneurona a en el asta anterior de la médula. Son gruesas e inervan las fibras intrafusales en su región central o nuclear. Las fibras del grupo II, son más pequeñas y están situadas más externamente que las anteriores. La excitabilidad de los haces neuromusculares está controlada por motoneuronas y (fig. 6 -4 ). Tanto las fibras 7 com o las a poseen sus cuerpos celulares en el asta anterior medular. El grupo I se articula con las cé­ lulas motoras, de forma monosináptica. El grupo II es polisináptico. La activación se rea­ liza también por mediación de fibras del grupo 7 , procedentes de las m otoneuronas 7 . Producen la contracción de los extremos polares de las fibras intrafusales, lo que provoca la extensión de la región central, que posee pocas miofibrillas y, por tanto, escasa contrac­ tilidad.

91

C a p it u l o 6. Biom ecánica del músculo

Tabla 6- L Tipos de fibras musculares del cuerpo humano T ip o l Nombres

Roja Oxidativa lenta

Velocidad de contracción Fuerza de contracción Fatigabilidad Capacidad aeróbica Capacidad anaeróbica Tamaño de la unidad motora Densidad capilar

Lenta Baja Resistencia a la fatiga Alta Baja Pequeño Alta

Tipo IIA

Tipo IIB

Blanca Oxidativa glucolítica rápida Sacudida rápida Rápida Alta Fatigable Moderada Moderada Grande Alta

Glucolítica rápida

Rápida Alta La más fatigable Baja Alta El mayor

La vía eferente está formada por fibras motoras destinadas a la inervación de las fibras musculares extrafusales (fibras a ). Las fibras eferentes y deben diferenciarse de las fibras eferentes a que inervan el músculo esquelético extrafusal.

Tipos de fibras musculares El cuerpo humano realiza múltiples actividades físicas. Las fibras musculares poseen ca­ racterísticas individuales que les confieren una cierta especialización, y aunque combinan modalidades de velocidad, potencia y resistencia, en general predomina una de ellas so­ bre las otras. En la actualidad, las fibras se diferencian según criterios estructurales, metabólicos, en especial por la capacidad de generar adenosintrifosfato (ATP), y por la ca­ pacidad de facilitar su acción energética al sistema contráctil del sarcómero, influyendo en la velocidad de contracción. La cantidad y distribución de las fibras está determinada genéticamente. Com o se observa en la tabla 6-1, las fibras pueden clasificarse en: 1. Fibras de tipo I o lentas: son fibras de contracción y relajación potente, lenta, durade­ ra y por tanto resistente a la fatiga. Obtienen su energía del oxígeno de la sangre, es de­ cir, poseen capacidad aeróbica. Presentan un elevado contenido en mioglobina, enzi­ mas oxidativas y mitocondrias. 2. Fibras de tipo II o rápidas: son fibras de co n tracció n rápida y precisa. Utilizan la energía almacenada en el músculo. Se dividen a su vez en IIA, que son fibras interme­ dias entre las de tipo I y II, y contienen enzimas glucolíticas, y por tanto capacidad anaeróbica, que con un adecuado entrenamiento pueden llegar a utilizar el oxígeno com o las fibras de tipo I, y las IIB, cuya única fuente de energía es la glucosa m uscu­ lar. Las fibras IIC son raras en condiciones normales. Se consideran fibras indiferenciadas, capaces de convertirse en el tipo IIA o en el tipo IIB. Se han asociado a la rei­ nervación del músculo lesionado. En individuos sedentarios, la distribución es de aproximadamente un 50 % de fibras de tipo I y un 50 % de fibras de tipo II (30-35 % de tipo IIA y 15-20 % de tipo IIB). Para los trabajos en que se requiere una fuerza débil, sólo actúan las fibras de tipo I, que poseen

92

Fusiforme

R Balagué Vives y S. Ramón Roña

Bíceps

Penniforme Bipenniforme Segmentado

Multipenniforme

Figura 6-5. Tipos de músculos del cuerpo humano, según la disposición de sus fibras musculares.

gran resistencia pero una fuerza débil, y un elevado contenido en hemoglobina que da al músculo un color rojizo. Al aumentar el esfuerzo, actúan las de tipo IIA y en último lugar intervienen las de tipo IIB. La célula de tipo IIB se caracteriza por desarrollar una gran fuerza durante un tiempo muy corto.

Biomecánica de la contracción muscular Arquitectura del músculo Según la distribución de las fibras musculares, los músculos se clasifican en (fig. 6-5): 1. Fusiformes: sus fibras son paralelas a la longitud del músculo (bíceps braquial). 2. Penniformes (penne = pluma): sus fibras son oblicuas a la dirección de tracción (fle­ xor largo del pulgar, tibial posterior). 3. Bipenniformes o circunpenniformes: com o el tibial anterior. 4. Multipenniformes: com o el deltoides. 5. Segmentados.

Mecánica de la contracción muscular El músculo estriado está controlado por el SNC, segmentos medulares y órganos propioceptores, com o el haz de Golgi. El músculo, al contraerse, realiza una fuerza conocida com o fuerza interna o tensión que se diferencia de la fuerza externa o carga, que es la re­ sistencia que se opone especialmente a la gravedad o a las fuerzas de fricción. La com b inación de una única neurona m o to ra y todas las fibras m usculares que inerva se denomina unidad m otora del asta anterior medular, y es la unidad funcional del músculo estriado. Cuando es estimulada, todas las fibras musculares que dependen de ella reaccionan a la vez. Responden a la ley del “todo o nada”, es decir, tras el estímulo ner­ vioso se contraen al máximo y al unísono, o no se contraen en absoluto. Durante la contracción muscular tienen lugar fenómenos mecánicos, químicos y eléc­ tricos. La teoría de la contracción m uscular más aceptada es la denominada teoría del

C a p it u l o 6. Biom ecánica del m úsculo

93

desplazamiento miofibrilar, propuesta por Huxley (1957). Según esta teoría, los elemen­ tos contráctiles de las miofibrillas -actin a y m iosina- se deslizan unos sobre otros, m an­ teniendo su longitud. El deslizamiento hace que millares de estriaciones se acerquen y la totalidad de la fibra se acorte. En definitiva, durante la contracción, se produce un acor­ tamiento del sarcómero, es decir, una aproximación de las líneas Z, por el aumento en el solapamiento entre los filamentos de actina y miosina. También se conoce com o teoría del deslizamiento filamentoso de la contracción muscular. Además del fenómeno m ecánico, durante la contracción m uscular tienen lugar fe­ nóm enos químicos y eléctricos. Los fenómenos bioquímicos se deben básicamente a la interacción del complejo actina-m iosina, en presencia de ATP, y de Mg^+. En repo­ so, las dos proteínas (actina y miosina) están intercaladas en la banda A. Tras el estímu­ lo nervioso, en presencia de Ca^^, se libera acetilcolina en la unión neurom uscular, lo que produce un potencial de acción que despolariza la membrana de la fibra muscular. La acetilcolina es el m ediador químico de los impulsos nerviosos en la unión n eu ro­ muscular. El mecanismo regulador iónico está en íntima relación con los fenómenos eléctricos que ocurren en la membrana fibrilar y con el estímulo neural, lo que constituye las bases neurofisiológicas de la contracción muscular. La unidad motora está formada por el con­ junto de varias fibras musculares y su nervio m otor correspondiente, la m otoneurona y el axón. La fibra muscular puede acortarse hasta un tercio de su longitud de reposo. Este pro­ ceso continuo puede generar tensión que resulta en el desarrollo de una fuerza concén­ trica (acortam iento), de una fuerza excéntrica (alargamiento) o de una fuerza isométrica (estática), com o se expone más adelante. Todo este proceso se consigue a través de un sistema de túbulos T, que son ramifica­ ciones de la membrana celular dentro de la célula que constituyen un entramado de tú ­ bulos finos, que transmiten el potencial de acción a través de la célula (fig. 6 - 6 ). Por tan­ to, en la con tracción coexisten fenóm enos neurológicos, eléctricos y quím icos, cuyo resultado es una acción de carácter mecánico. En la bibliografía médica existen diversos modelos mecánicos que explican la biome­ cánica muscular. El primero y más conocido es el modelo de Hill, que describe el múscu­ lo esquelético compuesto por tres elementos (fig. 6-7). Uno de ellos es contráctil, activo, es decir, el m úsculo responde a la estimulación en serie con un elemento elástico. Existe otro elemento elástico, esta vez en paralelo con los dos citados anteriormente (contráctil y elástico, ambos en serie). Este último, que es independiente del elemento contráctil, re­ presenta la tensión que se ejerce sobre el tejido conjuntivo muscular. El elemento elástico en serie se localiza en el tendón y en los puentes cruzados entre los filamentos de actina y miosina. El modelo de Hill proporciona una idea simplificada básica del comportamiento muscular. La contracción m uscular produce una fuerza que actúa sobre su origen e inserción con una fuerza exactamente igual pero de sentido opuesto. La tensión desarrollada por un músculo estimulado depende de la longitud final que pueden alcanzar sus fibras. En la figura 6 - 8 , se aprecia la relación entre longitud del músculo y fuerza isométrica, de m a­ nera que al aplicar una fuerza sobre el músculo, éste aumenta su longitud, por la elasti­ cidad de sus fibras. La tensión o fuerza se produce únicam ente cuando los filamentos gruesos interaccionan con los filamentos finos. La m áxima fuerza se obtiene cuando la fi­ bra está en la denominada longitud de reposo, es decir, cuando la longitud del sarcóme­ ro permite la activación de todos los puentes cruzados entre filamentos gruesos y finos. Si se provoca un acortamiento mayor, la fuerza que desarrolla disminuye de forma lenta al

Banda A Línea Z

i Línea Z

Figura 6-6. Sistema de túbulo transversorretículo sarcoplasmático del músculo esquelético.

principio y después con rapidez. Estos cambios de ftierza, según la fibra se acorte o alar­ gue, se deben a características moleculares específicas del proceso de contracción y en especial al tejido conjuntivo que se encuentra alrededor de las fibras musculares y de las fascias del vientre muscular. La ultraestructura de la miofibrilla es la que explica la rela­ ción longitud de la fibra y tensión. Cuando se quiere analizar la ftierza producida por todo el músculo, se ha de tener en cuenta las llamadas tensión activa y tensión pasiva. La tensión activa representa la ftierza desarrollada por los elem entos contráctiles del m úsculo. La tensión pasiva indica la fuerza desarrollada cuando el m úsculo sobrepasa su longitud de reposo y se estiran o elongan las partes no contráctiles de éste. Cuando se elonga progresivamente un m úscu­ lo por encima de su longitud de reposo se produce un aumento de la ftierza pasiva y una disminución de la ftierza activa. En la situación contraria, es decir, al disminuir la longi­ tud del sarcómero, existe inicialmente más sobreposición de filamentos gruesos y finos. Un m ayor acortam iento causa mayor aproxim ación de los filamentos y pérdida de la fuerza contráctil. En la figura 6 -9 se observa la relación entre fuerza y velocidad de acortam iento muscular, de manera que la tensión m áxima que puede desarrollar un músculo depende

95

C a p ít u l o 6. Biom ecánica del músculo

EC

Figura 6-7. Modelo de los tres elementos de Hill. EC: elemento contráctil; SEC: elementos en serie; EPC: elementos en paralelo. (Adaptada de Hill, 1938.)

c -o c

Figura 6-8. Relación isométrica entre la longitud y la fuerza (tensión) de tracción del músculo esquelético.

de la velocidad con que se realiza el movimiento. En la contracción isométrica o estática, no hay cambio de longitud del músculo, la velocidad de acortamiento es nula. En cambio, en la contracción no isométrica o dinámica, el músculo cambia de longitud y se produ­ ce trabajo externo medible en función de la fuerza y la distancia recorrida. Según la di­ rección del cam bio de longitud muscular, la contracción isotónica puede dar lugar al acortam iento m uscular (co n tracción co n cén trica), con trabajo positivo, o al alarga­ miento muscular (contracción excéntrica), con trabajo negativo. Las velocidades altas su­ ponen una disminución progresiva de la tensión máxima alcanzable.

96

F. Balagué Vives y S. Ram ón Roña

co c

’o

CL

Figura 6-9. Curva de fuerza-velocidad. La potencia del músculo es la fuerza del músculo por la velocidad de contracción.

En resumen, aunque aún no se conocen totalm ente las causas de este fenómeno, el músculo alcanza el máximo grado de tensión en las contracciones excéntricas y a veloci­ dades relativamente elevadas. Puede determinarse la relación entre fuerza y velocidad de contracción mediante la ecuación de HUI, que predice con bastante fiabilidad el com portam iento m ecánico de la mayoría de los músculos en valores medios de fuerza y velocidad: (F + a ) - ( V - f b ) = (F„,áx + a ) - b

donde F es la fuerza de tensión del músculo, Via velocidad de contracción, F^ óxla fuerza isométrica m áxim a, y a y b constantes cuyos valores varían para cada músculo (general­ mente 0,25). Según esta ecuación, existe una relación inversa entre fuerza de tracción y velocidad de contracción. Esta teoría se aplica a la fibra individual del músculo, lo que limita la extrapolación directa al estudio de los sistemas musculares globales y a la prác­ tica clínica. C om o aplicación del estudio muscular, el análisis cuantitativo de las propiedades mecánicas del músculo puede realizarse con la ayuda del registro electromiográfico de la contracción muscular, y en la actualidad con el análisis isocinético de la contracción y de la fatiga muscular.

Propiedades de la contracción muscular Debido a la gran diversidad de sus constituyentes, cada músculo puede ser considerado com o un sistema musculosquelético cuyas propiedades biomecánicas más importantes son elasticidad, viscosidad y contractilidad.

C a p ít u l o 6. Biom ecánica del músculo

97

Elasticidad Es la capacidad del músculo de alargarse cuando se somete a una fuerza, y de volver a su longitud de reposo al cesar ésta. Tras la sección de un tendón, el músculo se acorta un 20 % . La elasticidad de un m úsculo no es lineal, sino que su alargam iento sigue una curva exponencial. La elasticidad previene el excesivo estiram iento pasivo de los elementos contráctiles, con lo cual disminuye el peligro de lesión muscular. La elasti­ cidad influye en la función del m úsculo de am ortiguador de tensiones, com o un re­ sorte, que puede resistir pasivamente el estiram iento, proporcionando además la ne­ cesaria compactibilidad.

Viscosidad La tensión m uscular no depende sólo de su longitud sino también de la velocidad a la que éste se alarga. Si el músculo se alarga con rapidez, su tensión alcanza un valor máximo, para decrecer lentamente hasta su valor constante. El músculo m uestra un com p orta­ miento viscoso, al estar compuesto por agua en un 75 % , y gran parte del resto por un m a­ terial amorfo semejante a un polímero de cadenas largas, por lo que se engloban las dos propiedades com o viscoelasticidad. Tanto los tendones com o el tejido conjuntivo del músculo son estructuras de carácter viscoelástico cuyas características mecánicas se mani­ fiestan especialmente durante la contracción y en la extensión pasiva del músculo. Se ha considerado que los tendones son como un resorte de tipo elástico situado en serie con los com ponentes contráctiles de la fibra muscular (actina y m iosina), en contraposición a otros componentes (epimisio, perimisio y endomisio) también de tipo elástico que están situados en paralelo con los citados elementos contráctiles. Cuando ocurre la contracción activa o la extensión pasiva del músculo, se produce un estiramiento de los componentes en serie y en paralelo experim entándose tensión a nivel m uscular y alm acenam iento de energía.

Contractilidad El músculo estriado comienza a ser contráctil alrededor de la séptima semana de vida embrionaria. Esta propiedad constituye la acción muscular primordial, ya que está reali­ zada por sus componentes específicamente musculares. Las propiedades de distensibilidad y elasticidad son útiles para el músculo, ya que lo mantienen preparado para la contracción, y al mismo tiempo favorecen la producción y transmisión de la tensión muscular de la forma más adecuada para la contracción. La vis­ coelasticidad favorece que los elementos elásticos en serie y en paralelo absorban energía y que ésta sea proporcional al grado de fuerza producido durante la contracción.

Factores que influyen en la fuerza muscular Durante la contracción muscular, la tensión muscular depende del número y dimensio­ nes de las fibras del músculo que se contraen, así com o de la intensidad con la que ésta se produce. Cada una de las fibras se contrae según el número de potenciales de acción (frecuencia de estimulación) y según las características mecánicas con las que se efectúe la contracción (longitud idónea). El grado de sincronismo de las fibras de los músculos agonistas al contraerse, la relajación adecuada de los músculos antagonistas y el tiempo

98_____________________________________________________________ F. Balagué Vives y S. Ram ón Roña

de contracción también son factores determinantes para mejorar el grado de contracción muscular. Todo ello depende del buen funcionamiento del sistema nervioso, a través de órdenes m otoras específicas, que permite aum entar la fuerza muscular con el entrena­ miento adecuado. El conocim iento de la biom ecánica del movim iento es fundamental para poder al­ canzar la potencia m áxim a de cada individuo tras un entrenamiento controlado. El co­ nocimiento de los factores que optimizan el rendimiento máximo de un músculo permi­ te la aplicación de los mejores m étodos de entrenam iento de la fuerza muscular. Los factores más importantes son los que se exponen a continuación.

Disposición de las fibras Las fibras de un m úsculo que se orientan con cierto grado de inclinación en relación con la dirección de tracción, com o el glúteo medio, están más juntas y por el efecto del empaquetado, hay mayor número de fibras en una misma sección transversal. Por tanto, la fuerza generada por músculos penniformes será superior a la de los músculos fusifor­ mes, cuyas fibras siguen la misma dirección longitudinal del músculo.

Forma y tamaño del músculo Los músculos fusiformes son los que permiten al cuerpo la realización de movimientos rápidos y de gran amplitud, los músculos penniformes son los que permiten movimien­ tos de m enor amplitud, pero más potentes. El músculo fusiforme puede acortarse mucho más que el penniforme.

Número de fibras musculares A mayor grado de especificidad o de control necesario de la contracción, menor número de fibras musculares en las unidades motoras. Así, por ejemplo, los músculos con m ovi­ mientos precisos, com o los intrínsecos del ojo, están formados por 6 - 1 0 fibras muscula­ res. Es la denominada motricidad fina. Cuanto mayor es el número de fibras que inter­ vienen en la acción , m ayor es la fuerza de co n tracció n resultante. Los m úsculos responsables de acciones burdas y de potencia, com o los gemelos, pueden contener has­ ta 2.000 fibras. Es la denominada motricidad imprecisa. A pesar de estas diferencias, su esquema funcional es muy similar, tanto en los patro­ nes estructurales com o en el proceso de la contracción. Por tanto, la capacidad de acorta­ miento muscular depende de la longitud, de la dirección y de la concentración de las fi­ bras en el vientre muscular. Para apreciar la fuerza de un músculo es necesario conocer también cuál va a ser la ac­ ción de las inserciones sobre la articulación. Así, la capacidad de un músculo para poder levantar un peso depende en particular de dos factores: de su sección fisiológica y de la si­ tuación que ocupa respecto a la articulación.

Modalidad de la contracción Com o se ha descrito, la contracción excéntrica es aquella en que la fuerza de resistencia es mayor que la generada por el músculo, por lo que éste se alarga. Si la carga que resiste es m enor que la fuerza que genera, el músculo se acorta, lo que se denomina contracción concéntrica.

C a p it u l o 6. Biomecánica del músculo

99

La m enor fatiga durante el ejercicio físico se obtiene al combinarse diversas modali­ dades de contracción, en una situación en la que los músculos se encuentran relativa­ mente elongados. Es más fácil y más eficaz la interacción de los filamentos gruesos y finos del sarcóm ero en el m úsculo elongado. En cam bio, cuando el músculo está acortado, existe más dificultad para generar tensión y el movimiento resulta más difícil.

Factores fisiológicos 1. Edad. Los valores m áxim os de fuerza se alcanzan a la edad de 25 años aproxim ada­ mente, en que empieza a disminuir la fuerza contráctil, en especial en sujetos no en­ trenados. En individuos jóvenes, los resultados pueden ser mejores en función del peso, y en personas más mayores en función del entrenamiento. 2. Sexo. Hasta la pubertad prácticamente no existen diferencias valorables entre ambos sexos. A partir de ese m om ento, la fuerza muscular m áxim a que puede alcanzarse es inferior en la mujer, debido quizás al aumento de la grasa corporal en relación con la musculatura y a las influencias hormonales (bajo nivel de andrógenos y anabolizantes), además de otros factores socioculturales. 3. Peso corporal. Si se tiene en cuenta que la musculatura constituye el 43 % del peso cor­ poral total, el peso de un individuo puede estar directamente relacionado con el de­ sarrollo de su musculatura, siempre que no se trate de un obeso. En general, el múscu­ lo de gran dimensión suele poseer mayor capacidad de tensión, aunque no siempre es así, ya que en algunos casos el mayor volumen puede deberse a un alto contenido en fibras de colágeno. 4. Entrenamiento. Es un factor altamente decisivo, tanto por la hipertrofia muscular (res­ ponsable directa del aumento de los valores de tensión muscular alcanzables), com o por el aumento de la resistencia a la fatiga, y por las modificaciones metabólicas de la fibra, con el incremento de las actividades enzimáticas y bioquímicas. 5. Otros factores. • Motivación del individuo. • El aumento relativo de la fuerza inmediatamente después del estiramiento pasivo de un músculo, que dura unos segundos. Este fenómeno puede experimentarse des­ pués de un ejercicio de levantamiento de pesas; puede comprobarse que es más fá­ cil volver a levantar el peso al poco rato de haberlo dejado, que si ha transcurrido cierto tiempo.

Trabajo Desde el punto de vista mecánico, el músculo es capaz de producir trabajo tanto estático com o dinámico. Cuando un músculo se contrae sin que se produzca ningún movimien­ to en la articulación se dice que el trabajo es estático o isométrico. Es el que permite el mantenimiento de la postura corporal (fig. 6-10). En el trabajo dinámico la longitud del músculo se modifica por la fuerza que actúa sobre el origen e inserción de éste. Es el que permite actividades com o la marcha. Cuando el músculo se contrae aproximando sus in­ serciones, realiza un trabajo concéntrico (acortam iento). Si la finahdad del trabajo del músculo es el alejamiento entre sus inserciones, trabaja de forma excéntrica. Cuando el músculo se contrae al realizar un trabajo excéntrico máximo, es un 40 % más potente que si realiza un trabajo estático máximo. La capacidad de desarrollar una fuerza concéntri­ ca disminuye con más rapidez que el tiempo de trabajo del músculo.

100

Figura 6-10. Trabajo estático y dinámico. El individuo, al elevarse, aproxima las inserciones musculares de la musculatura flexora del codo (bíceps braquial y braquial anterior), que trabajan de forma concéntrica. Cuando el individuo desciende, aleja las inserciones de los flexores del codo, que trabajan de forma excéntrica. En suspensión neutra, el músculo se contrae sin movimiento articular, es decir, realiza un trabajo estático (o isométrico).

F. Balagué Vives y S. Ram ón Roña

Ascendente Trabajo concéntrico en la musculatura flexora

Descendente Suspensión neutra Trabajo excéntrico Trabajo estático en la musculatura flexora

Aplicaciones prácticas de la biomecánica muscular Ejercicio físico El hábito sedentario eleva la morbimortalidad. El beneficio del ejercicio físico regular se uti­ liza com o medida preventiva y terapéutica adicional en múltiples enfermedades, como la obesidad, diabetes e hipertensión. La sociedad americana de medicina deportiva y el centro de control de enfermedades de Atlanta (Center for diseases Control, CDC) han editado la Guía de evaluación y prescripción de ejercicio en la que la calidad y la cantidad de ejerci­ cio, así como los programas de entrenamiento para desarrollar y mantener la forma física.

Efectos del entrenamiento sobre el músculo La masa muscular varía con el crecimiento. Entre los 25 y 50 años, aumenta lentamente la atrofia muscular. Esta pérdida de tamaño y fuerza muscular puede retrasarse con la po­ tenciación muscular adecuada. Con la edad, el diámetro de la fibra muscular disminuye, en especial el número de fibras de tipo IL Estos efectos se deben, en parte, a la disminu­ ción de la actividad del individuo y al sedentarismo. Tras un programa de entrenamien­ to apropiado, sobre todo mediante ejercicios de carga, el músculo puede aumentar su ca­ pacidad funcional, en respuesta al estímulo. El entrenam iento de resistencia, es decir, entrenam iento de baja fuerza y alta repetición com o en el corredor de fondo, redunda en una elevada resistencia del individuo, y también de resistencia a la fatiga. El entrena­ miento de fuerza, alta fuerza y baja repetición, desarrolla mayor masa muscular y poten­ cia que el de resistencia, com o ocurre en el corredor de velocidad (sprinter) o en el le­ vantamiento de pesas. En general, el aumento de la masa muscular se debe a la hipertrofia de las fibras de tipo II y maximiza el metabolismo anaeróbico. Esto beneficia al sprinter, aunque requiere períodos de reposo y de recuperación.

C a p ít u l o 6. Biomecánica del músculo_______________________________________________________ 1 ^

La fatiga muscular es la incapacidad de un músculo o grupos musculares para mante­ ner un esfuerzo voluntario y repetido. La fatiga puede ser central o muscular (fatiga peri­ férica). Esta última depende del tipo, duración e intensidad del ejercicio, composición de los diferentes tipos de fibras musculares, nivel de entrenamiento y factores ambientales.

Inmovilización y desuso El músculo en descarga, por encam am iento prolongado, desuso o inmovilización, du­ rante un período de tiem po prolongado, se adapta y se atrofia. La pérdida de m asa muscular repercute en una pérdida de fuerza y resistencia, por lo que aumenta la fatiga y predispone a la lesión.

Efectos hormonales sobre el músculo Las principales hormonas anabólicas son la testosterona, la horm ona del crecimiento y el factor de crecim iento dependiente de la insulina (IGF-1), mientras que las horm onas catabólicas más importantes son el cortisol y las catecolaminas. 1. Testosterona: ejerce también un papel anabólico, promotor del crecimiento del múscu­ lo esquelético y del hueso. Los andrógenos favorecen el cierre fisario de los huesos largos. 2. H orm ona del crecimiento; tiene una función anabólica, sinérgica con la insulina, y un efecto estimulante del crecim iento. Permite el desarrollo de tejidos com o el hueso, conjuntivo, visceral, adiposo y musculosquelético. 3. Insulina: tiene un efecto anabólico neto sobre el músculo. Favorece el depósito de hi­ dratos de carbono y proteínas, lo que conduce a la utilización de glucosa. 4. Glucocorticoides: producen el efecto contrario a la horm ona del crecimiento y la in­ sulina, que aceleran la degradación proteica y liberación de aminoácidos.

BIBLIOGRAFIA Duboureau J. Muscle normal. En: Encyclopédie médico-chirurgicale. París: Editions Techniques Appareil Locomoteur, 1987; (1) 14006 A l0: 1-4. Garrett W E, Best TM . Anatomía, fisiología y mecánica del músculo esquelético. En: Simón S, ed. Orthopaedic basic S c ie n c e . Barcelona: Am Acad Orthop Surgeons (ed. esp.) 1997; 95-131. Goubel G, Lensel-Corbeil G. Biomécanique. Éléments de mécanique musculaire. París: Masson, 1998. Hill AV. T he heat o f shortening and the dinam ic constan ts o f muscle. Proc Roy Soc London Ser B, 1938; 126: 136-195. Huxley AF. Muscle structure and theoríes o f contraction. Prog Biophys Chem 1957; 7: 255-318. Kasser JR. Soft-tissue physiology and repair. Orthopaedic knowledge update 5. Am Acad O rthop Surgeons, 1996. Netter FH. Sistema musculosquelético. Anatomía, fisiología y enfermedades metabólicas. Tomo 8.1 .B. Colec­ ción Ciba. Barcelona: Salvat, 1990; 149-163. Proubasta I, Gil J, Planell JA. Biom ecánica del músculo. En: Fundamentos de Biom ecánica y Biomateriales. Madrid: Ergon, 1997; 35-49. Trueta J. Origen de los órganos y sistemas. La estructura del cuerpo humano. Estudios sobre su desarrollo y decadencia. Barcelona: Labor, 1975; 99-100. Whaley MA, Kaminsky LA. Epidemiology o f physical activity, physical fitness, and selected chronic diseases. En: Guidelines for exercise testing and prescription. American CoUege o f Sports Medicine. Baltimore: Williams andW ilkins, 1998; 13-26. Wirhed R. Anatomie et Science du geste sportif. Orebro: Vigot, 1985.

PARTE II

Biomecánica regional

t e ^ >^‘‘4T «• ^

s

a

Capítulo 7

Biomecánica de la columna vertebral A . G ó m ez P rat

y

J. R o c a B u r n i o l

Introducción La colum na vertebral es una estructura esencialmente mecánica. Cada vértebra se a r­ ticula con otra de forma controlada a través de un complejo sistema de articulaciones, ligam entos y palancas (costillas). Aunque la colum na presenta una estabilidad li­ gamentosa inherente, la mayor parte de esta estabilidad m ecánica se debe a su altísimo desarrollo, tanto de las estructuras neurom usculares dinám icas com o del sistema de control. La columna vertebral cumple tres funciones biomecánicas fundamentales; 1. Soporta la mitad superior del cuerpo (tronco y cabeza), lo que representa el 60 % del peso total, que gravita sobre ella en posición erecta. 2. Posee una flexibilidad suficiente para permitir los movimientos del tronco en los tres planos, permitiendo no sólo la marcha, sino el alcance y la carga de objetos. 3. Por último, y la más importante, protege las delicadas estructuras nerviosas medula­ res y radiculares. La estabilidad y la resistencia de la colum na vertebral viene dada de m anera intrín­ seca a través de los ligamentos y discos, y extrínsecam ente por los músculos. La apli­ cación a la m edicina de una serie de técnicas de ingeniería cada vez más precisas ha perm itido con ocer las propiedades m ecánicas de las diferentes estructuras de la c o ­ lumna.

Propiedades biomecánicas de las estructuras vertebrales Puede realizarse el estudio de cada uno de los com ponentes anatóm icos (disco, hueso, ligamentos, músculos) de la columna o considerando a ésta com o un todo, ya sea en su aspecto global, analizando su comportamiento y movimientos, o en detalle de cada uno de sus elementos articulares. El disco, los huesos y los ligamentos son materiales anisotrópicos, es decir, sus p ro­ piedades mecánicas varían según la orientación con que se aplican las fuerzas. Por ello el estudio completo exige que los materiales se sometan a fuerzas de compresión, tracción, cizallamiento, rotación y a esfuerzos cíclicos de fatiga.

106______________________________________________________________A. Gómez Prat y J. Roca Burniol

Disco intervertebral El disco intervertebral es quizá la estructura anatómica de la columna que recibe una m a­ yor atención, a excepción de la médula espinal. Constituyen del 20-33 % de la altura total de la columna vertebral. En el disco intervertebral se distinguen tres partes: el núcleo pul­ poso, el anillo fibroso, y el extremo cartilaginoso del platillo. El núcleo pulposo está localizado en su centro; se compone de una translúcida red de hilos fibrosos finos que yacen en un gel de mucoproteínas que contiene diversos m ucopolisacáridos. El contenido de agua es del 70-90 %; es mayor al nacer y tiende a disminuir con la edad. Los núcleos lumbares ocupan del 30 al 50 % del área discal en una sección transversal. Experiencias realizadas en discos de cadáver muestran que el compartim iento visco­ so del núcleo pulposo actúa com o un líquido, incluso cuando existen indicios de dege­ neración. Debido a la especial disposición de las láminas concéntricas del anillo fibroso, éstas actúan com o un muelle helicoidal que comprime el núcleo (compartimiento elásti­ co). Así, debido a sus propiedades viscosas y elásticas, el disco (núcleo y anillos) se com ­ porta biomecánicamente com o un elemento viscoelástico. De este modo, al someter un disco a com presión (es el com ponente de la colum na som etido a una mayor com pre­ sión), éste aum enta su resistencia y perm ite que la presión intradiscal sea m ayor que la fuerza de la carga aplicada. De forma característica, la curva de desplazamiento de la carga es sigmoidea, con la concavidad inicialmente hacia el eje de la carga, seguida de una línea recta y una convexidad hacia el eje de la carga en la fase final, justo antes del fallo. Este tipo de curva implica que el disco proporciona muy poca resistencia a cargas bajas, pero, cuando la carga aumenta, el disco se endurece, así pues, proporciona flexibilidad a cargas bajas y estabilidad a cargas altas. Por tanto, por más que aumentemos la carga, el disco nunca se hernia. Lo primero que falla es el platillo vertebral que se fisura, en gene­ ral por el centro y el núcleo pulposo protege en forma de hernia intraesponjosa. De este m odo, la herniación del disco no está causada por una excesiva carga de com presión, aunque la aparición de las hernias de Schmorl se relaciona con este hecho. Brown opina que no existen diferencias entre vértebras con disco normal y degenera­ do. Por el contrario, Earfan afirma que el disco sano es más fuerte (25 % ) que el disco degenerado cuando se encuentra sometido a compresión. Por otro lado, el disco resiste poco a la tracción y mucho menos a la torsión, fallando y fisurándose por su parte posterior. Sin embargo, tolera muy bien las fuerzas de cizallamiento, de modo que se necesita una acción intensa y violenta para causar un desplaza­ miento horizontal. Con la inclinación, el disco protruye hacia delante en la flexión, hacia atrás en la ex­ tensión y hacia el mismo lado en la lateralidad derecha e izquierda. El núcleo pulposo cambia su localización moviéndose hacia atrás en la flexión y hacia delante en la extensión, lo cual confirma que varía su posición al aplicar cargas excéntricas. El disco se deforma al ser sometido a cualquier tipo de carga, tracción, compresión y ro­ tación. No obstante, al suprimirla se produce una recuperación elástica inmediata y pro­ gresiva hacia la dimensión original. Sin embargo, no se alcanza la dimensión primitiva de partida hasta que ha pasado un período de tiempo variable; este comportamiento (creep) es típico de los materiales viscoelásticos. Si el proceso de relajación se repite de forma cí­ clica, el disco tarda cada vez más en recuperar su estado inicial. La tolerancia a la fatiga es baja. Con el proceso de degeneración, esta capacidad viscoelástica de retorno se va per­ diendo y la carga se distribuye de manera menos uniforme sobre el platillo vertebral.

C a p i t u l o ? . Biom ecánica de la colum na vertebral

107

Vértebra Probablemente, el primer estudio biomecánico de la columna vertebral humana es el re­ ferido a las medidas de fuerza de la vértebra, hace aproxim adam ente cien años. Desde entonces hemos aprendido mucho acerca de las propiedades mecánicas de la vértebra hu­ mana. Está formada por un bloque anterior óseo, el cuerpo, y un arco óseo posterior, co­ nocido como arco neural, y contiene además apófisis articulares, transversas y espinosas. Aunque el diseño básico de la vértebra es el mismo en las diferentes regiones de la co­ lumna, el tamaño y el volumen aumenta desde la primera vértebra cervical hasta la última vértebra lumbar. Este hecho es una adaptación mecánica al aumento progresivo de las car­ gas a las cuales están sometidas las vértebras. Existen, además, otras diferencias; así, en la región cervical se encuentra el foramen para la arteria vertebral; las vértebras torácicas tie­ nen superficies articulares para las costillas, y la columna lumbar tiene procesos mamarios. El diseño de los m ovimientos de la colum na depende de la form a y posición de los procesos articulares de la articulación diartrodia. Es la orientación de estas articulaciones en el espacio lo que determina su importancia mecánica. Anatóm ica y funcionalm ente es recomendable la separación por el plano del liga­ mento longitudinal posterior para dividir la porción somática anterior (soporte y am or­ tiguación) del sistema posterior (protección neural y guía de los movimientos).

Cuerpo vertebral El cuerpo vertebral soporta grandes esfuerzos antes de fracturarse, dada la enorme capaci­ dad de absorción de energía que posee el hueso esponjoso. En general, la resistencia de la vértebra disminuye con la edad, en especial a partir de los 40 años. Bell demostró que existe una correlación entre la resistencia y la masa ósea. Así, la pérdida progresiva de masa ósea se traduce en una menor resistencia. Una pérdida de masa del 25 % supone una disminu­ ción de resistencia del 50 %. La pérdida ósea trabecular es mayor en el centro del cuerpo ver­ tebral, de ahí que la fractura por osteoporosis tenga el aspecto característico de un hundi­ miento central. También se han estudiado por separado los componentes somático cortical (paredes verticales y platillos) y esponjoso. Estructuralmente este último presenta una orien­ tación preferentemente vertical y transversa de sus trabéculas. Esta disposición es necesaria para neutralizar cargas en sentido craneocaudal. La existencia de un considerable número de trabéculas de interconexión en diversos planos oblicuos se relacionará con la capaci­ dad de resistencia frente a fuerzas de cizallamiento o compresión de múltiples direcciones. Por lo que respecta al componente somático cortical, éste participa en un 45 a un 75 % en la resistencia global. Es decir, tanto uno com o otro contribuyen sustancialmente a la rigidez del soporte corpóreo vertebral.

Apófisis articulares El papel de las apófisis articulares es múltiple en el contexto biomecánico. En posición erecta soportan un 18 % de las fuerzas de compresión, y contribuyen a disminuir la pre­ sión intradiscal. En posición de sentado, sin respaldo, es decir, en ligera flexión de la co ­ lumna, las carillas no actúan; de ahí que paradójicamente la presión intradiscal sea m a­ yor en esta postura que en bipedestación. La posición de sentado, con respaldo, tiene una doble ventaja: disminuye la presión en las apófisis articulares y también la fuerza de com ­ presión en la parte posterior del anillo.

108______________________________________________________________ A. Gómez Prat y ). Roca Burniol

A causa de la angulación brusca entre el sacro y la última vértebra lumbar, las carillas interarticulares frenan la tendencia potencial de la columna a deslizarse sobre el sacro y, en este sentido, soportan el 33 % de las fuerzas de cizallamiento. Por último cabe destacar que la orientación de las facetas determina los grados de libertad de movimiento. En un estudio comparativo de los diversos componentes del segmento de movimiento con res­ pecto a su contribución a la fuerza de torsión, Farfan encontró que el disco y el ligamen­ to longitudinal, a partes iguales con las dos facetas incluyendo el ligamento capsular, con­ tribuían en un 45 % cada una. El restante 10 % de la fuerza de torsión es proporcionado por el ligamento interespinoso. La colum na lum bar posee una rotación limitada y las carillas soportan un 45 % de las fuerzas de torsión. La asimetría de las carillas, denomi­ nada tropismo, provoca una rotación vertebral asimétrica. En definitiva, las carillas articulares protegen al disco de las fuerzas de cizallamiento y torsión, pero no están diseñadas para resistir las fuerzas de compresión intervertebral, función que asume casi íntegramente el disco.

Istmo y pedículos El istmo y pedículo resisten cargas de hasta 100 kg. Más interesante es el com portam ien­ to del arco neural com o unidad funcional. No hay estudios biomecánicos que traten por separado los componentes del arco neural. Cuando se estudia el arco neural (pedículos y láminas) ante fuerzas cíclicas en flexión, extensión o torsión, se observa que las tensio­ nes se distribuyen en una zona com ún situada en la superficie inferior del pedículo, en la unión de éste con la lámina.

Ligamentos Son estructuras uniaxiales, muy efectivos en el transporte de cargas a lo largo de la di­ rección en la cual se disponen las fibras. En este sentido, se parecen mucho a una goma; resisten inm ediatam ente fuerzas tensionales, pero se doblan cuando son sometidos a fuerzas de torsión. La naturaleza ha diseñado los segmentos móviles de la columna con el fin de que cuando son sometidos a diferentes fuerzas complejas y vectores de fuerza ro ­ tatoria, los ligamentos proporcionan resistencia a las cargas (fuerzas tensionales). Los ligamentos poseen tres funciones biomecánicas de gran importancia: 1. Fijan las actitudes posturales, lo cual disminuye el gasto muscular. En flexión co m ­ pleta y con los ligamentos íntegros, el segmento intervertebral es suficientemente rígi­ do para resistir la mitad del movimiento flexor del tronco. 2. Protegen la médula espinal, restringiendo la movilidad. Todos los ligamentos se elongan y contraen pasivamente, y están dotados de una capacidad elástica que disminu­ ye con la edad, con lo que se degeneran y pudiendo aparecer roturas fibrilares. El li­ gam ento am arillo es la estru ctu ra del organism o con m ayor cantidad de fibras elásticas, lo cual permite su elongación durante la flexión, al igual que los otros liga­ mentos, y que sea capaz de contraerse durante la extensión, a diferencia del resto de li­ gamentos que se repliegan, evitando así que protruya dentro del canal. 3. Protegen al resto de estructuras vertebrales, y absorben energía cinética frente a las fuerzas aplicadas en velocidad. En un movimiento de hiperflexión forzada los liga­ m entos capsulares ofrecen gran resistencia, ya que poseen una capacidad de estira­ miento aproximada del 20-25 % de su longitud inicial.

C a p ít u l o 7. Biom ecánica de la colum na vertebral

109

Propiedades biomecánicas del segmento móvil La unidad básica de la columna vertebral, descrita por Junghans, se denomina segmento de movimiento y está constituido por dos vértebras adyacentes y sus uniones por tejidos blandos (fig. 7-1). Por tanto, en su porción anterior está formado por el disco intervertebral, con las plata­ formas vertebrales limitantes y los ligamentos longitudinales, y en su porción posterior por los arcos vertebrales, las apófisis transversas y espinosas, y los ligamentos interarticulares, in­ terespinosos y supraespinosos. El comportamiento del segmento móvil es algo diferente que el de las estructuras que lo componen (disco, hueso, ligamento) estudiadas por separado. Los cuerpos vertebrales sostienen principalmente fuerzas de compresión y aumentan de tam año al incrementarse la parte del peso corporal que han de soportar. Los cuerpos vertebrales de la colum na lum bar son de mayor altura y tienen más área en su sección transversal que los de la columna dorsal y cervical; por su mayor tamaño pueden sopor­ tar solicitaciones mecánicas de mayor intensidad que las que se aplican sobre la columna lumbar. El disco intervertebral es importante tanto desde el punto de vista mecánico como funcional. Como ya se ha expuesto, está compuesto en su parte central por el núcleo pul­ poso y en su parte externa por el anillo fibroso. Las actividades de la vida diaria imponen al disco cargas complejas, debido a la combinación de esfuerzos de compresión, flexión y torsión. Como sabemos, el núcleo pulposo de un disco sometido a carga axial la distribu­ ye centrífugamente por efecto hidráulico y convierte la fuerza uniaxial en tensiones anula-

12

13

4

5

PORCIÓN POSTERIOR -

• PORCIÓN ANTERIOR

Figura 7-1. Segmento de movimiento. 1: ligamento longitudinal posterior; 2: ligamento longitudinal anterior; 3: cuerpo vertebral; 4: platillo articular cartilaginoso; 5: disco intervertebral; 6: foramen o agujero de conjunción con raíz nerviosa; 7: ligamento amarillo; 8: apófisis espinosa; 9: articulación intervertebral y carillas articulares (con elemento capsuloligamentoso); 10: ligamento superespinoso; 11: ligamento interespinoso; 12: apófisis transversas (con ligamento intertransverso); 13: canal vertebral (con médula espinal).

110______________________________________________________________A. Gómez Prat y J. Roca Burniol

res tangenciales, que son atenuadas por el com portam iento viscoelástico del anillo. Esta tensión circunferencial es máxima en la periferia del anillo y decrece radialmente hacia el centro por acción de las fibras colágenas. Los movimientos de flexión anterior y lateral y los de extensión provocan en el disco esfuerzos de tensión y compresión, mientras que los movimientos de rotación producen esfuerzos constantes. El disco normal, por tanto, apor­ ta al segmento de movimiento una función hidrostática, y actúa com o un colchón entre las vértebras que ahorra energía y distribuye las cargas. Por otro lado, en el platillo verte­ bral ocurre lo contrario, el máximo estrés se encuentra en la porción central y disminuye en la periferia. Con la compresión, el disco experimenta una disminución de altura y en las superficies de contacto de las carillas articulares aum enta mucho la presión, se aproxi­ man las superficies articulares de las pequeñas articulaciones y se amplía la superficie de contacto. De esta forma, la unidad vertebral segmentaria incrementa la rigidez del siste­ ma en un 60 % por efecto del acoplamiento de sus diferentes elementos. Se admite que las articulaciones soportan entre el Oy el 30 % de la carga, función que se hace más evidente cuando la columna se encuentra en hiperextensión.

Cinemática La movilidad de la columna ha sido estudiada en cadáveres desde tiempos de Galeno. Vesalio, en 1543, describió las primeras estructuras anatómicas que soportan el m ovimien­ to. Winslow en 1730 y Weber en 1827 efectuaron las primeras m ediciones de arcos de m ovim iento. Volkmann describió los m ovim ientos de rotación en 1872, y Guerin en 1877, la inclinación lateral y la flexoextensión. Lovett en 1900 demostró la existencia de una rotación axial automática en el curso de una inflexión lateral. En 1929 los estudios radiológicos de Dittman mostraron que en flexoextensión: aj la ex­ tensión es mayor para la columna lumbar que la flexión; b) el centro del movimiento sagital entre dos cuerpos vertebrales se encuentra a nivel del núcleo pulposo del disco, y c) no existe un centro único, sino múltiples ejes transitorios en situación cambiante, dado que, durante el movimiento de flexoextensión, se produce un cizallamiento notable en los discos lumbares. Las características del movimiento de la columna están determinadas por los elemen­ tos pasivos (apófisis articulares, disco, ligamentos, estructuras óseas) y activos (músculos). La disfunción de uno de estos elementos da lugar a una modificación cinemática. El movimiento de la columna vertebral tiene lugar gracias a la acción combinada del sistema neuromuscular agonista, que lo produce, y del antagonista, que lo controla. El grado de movilidad es diferente en los distintos segmentos de la columna y depende de la orientación de las carillas articulares de cada zona. Esta movilidad se produce por la acción coordinada de varios segmentos, que en la región dorsal se encuentra limitada por la caja to­ rácica y en todo el tronco está aumentada por la acción de la báscula pélvica. Ambas, caja torácica y pelvis, son estructuras esqueléticas que influyen en la cinemática vertebral. El estudio cinemático de la columna vertebral puede efectuarse en un doble aspecto: a) movilidad segmentaria, referida exclusivamente a un solo segmento vertebral, y b) m o­ vilidad global de la columna.

Movilidad segmentaria El grado de movilidad del segmento vertebral varía en función de si la medición se efectúa con material de disección o in vivo radiográficamente. Sin embargo, existe acuerdo sobre

C a p it u l o 7. Biom ecánica de la colum na vertebral____________________________________________ U l

los grados de movimiento de los distintos segmentos de la columna. Se han obtenido va­ lores representativos comparando el movimiento en los segmentos dorsal y lumbar.

Flexoextensión Los movimientos de flexoextensión son posibles por la capacidad del disco para ser ten­ sado o comprimido en un 2 0 % de su altura original, elongándose en el lado convexo de la curva raquídea y pinzándose en el cóncavo. El movimiento está guiado por las apófisis articulares y limitado por el estiramiento de sus elementos capsulares. El ligamento vertebral com ún posterior y el interespinoso constituyen un freno para la flexión, y el ligamento vertebral com ún anterior para la ex­ tensión. En los segmentos torácicos superiores, el valor representativo para la flexoex­ tensión es de 4°, en la región torácica media es de 6 ° y en los segmentos inferiores de 12°. El grado de flexoextensión aumenta en los segmentos lumbares donde alcanza un máxi­ mo de 20° a nivel lumbosacro. Así un 20 % de la flexoextensión que ocurre en la colum ­ na lumbar tiene lugar en el segmento lumbosacro y un 25 % a nivel de L4-L5. Mediante análisis radiológicos minuciosos, en la actualidad se ha invalidado la teoría de Dittman, según la cual en la columna lumbar la extensión es mayor que la flexión. En realidad, todos los segmentos tienen más movilidad en flexión que en extensión, excep­ tuando L5-S1. En la colum na cervical, a nivel de la articulación atlantooccipital, la flexoextensión alcanza aproximadamente 25° y en la articulación atlantoaxoidea alrededor de 20°; las articulaciones de la columna vertebral cervical media e inferior permiten de 1 0 a 2 0 ° de flexoextensión; estos valores son aproximadamente de 20° de C4 a C 6 .

Inclinación lateral La flexión lateral es máxim a en los segmentos torácicos inferiores, donde alcanza 8 °; en los segmentos torácicos superiores es de 6 °. Por lo que respecta a la colum na lumbar, la inflexión lateral ha sido menos estudiada. Su m agnitud es m ayor en niveles lumbares superiores y se reduce progresivamente en cada nivel inferior. Así, es también de 6 °, ex­ ceptuando el segmento lumbosacro donde es sólo de 3°. En la colum na cervical alta (C 1-C 2) la inclinación lateral está limitada aproxim ada­ mente a 5° en cada nivel. En la cervical media e inferior, la inclinación lateral da lugar a una rotación axial homolateral, la apófisis espinosa gira hacia el lado de la convexidad de la cur­ va. Este fenómeno predomina en C2-C3 y decrece a nivel de la colvmina cervical inferior.

Rotación axial La rotación es m áxima en los segmentos superiores de la columna torácica, con una am ­ plitud de movimiento de 9°. El movimiento disminuye caudalmente alcanzando 2° en los segmentos inferiores de la columna lumbar y vuelve a aumentar a nivel lumbosacro don­ de alcanza 5°. Durante la marcha los brazos se balancean alternativamente con las extre­ midades inferiores, lo que provoca una deflexión cíclica de la colum na, de pequeña magnitud pero mensurable. Lumsden y M orris refieren que la rotación en la colum na lumbosacra durante la m archa es de aproximadamente 1,5° y la rotación m áxima perm i­ tida por esta articulación no sobrepasa los 5°. Por lo que respecta a la colum na cervical, el 50 -6 0 % de la rotación axial se produce entre C1 y C2. La rotación unilateral in vitro es de 39° mientras que la rotación axial entre

112______________________________________________________________A. Gómez Prat y J. Roca Burniol

CO y C1 está limitada a 5° debido a la presencia de los ligamentos y la configuración ana­ tómica. En los segmentos medio e inferior, la rotación axial se reparte por igual y es de 72°.

Movimientos combinados CiZALLAMIENTO

El movimiento de rotación de la vértebra se acom paña de su desplazamiento hacia de­ lante con discreta flexión (cizallam iento). La carilla articular del lado hacia el que se produce la rotación se com prim e, m ientras que la carilla articular contralateral se dis­ tiende. Al suprimir la rotación, el arco neural deja de sufrir tensiones y las carillas arti­ culares vuelven a su posición. R o tació n

a u t o m á t ic a e n la in c lin a c ió n lateral

En el curso de una inclinación lateral existe una rotación autom ática hacia el mism o lado. La amplitud global de esta rotación puede llegar a 10° para una inclinación lateral completa.

Movilidad global de fa columna vertebral Existen grandes variaciones individuales y entre sexos y está muy condicionada por la edad (fig. 7-2). Los primeros 50-60° de flexión se producen en la columna lumbar (seg­ m entos inferiores). Esta flexión está favorecida por la báscula an terior de la pelvis (fig. 7-3) y se inicia gracias a la acción del psoas y la musculatura abdominal. A partir de ese m om ento el peso de la parte superior del cuerpo contribuye al aum ento de la fle­ xión, entonces se incrementa de manera gradual la actividad de los músculos erectores de la colum na que serán los que controlarán la flexión. El segmento torácico contribuye poco a la flexión de la columna en su conjunto. Los músculos posteriores de la cadera actúan controlando la báscula anterior de la pelvis. Cuando se alcanza la flexión m áxim a, los músculos erectores de la colum na se vuelven menos activos. En esta posición, el movimiento de flexión se equilibra pasiva­ mente por medio de los ligamentos posteriores, los cuales, inicialmente laxos, se tensan debido a la elongación de la columna. Al pasar de la máxima flexión a la posición erecta, se produce la secuencia inversa. La pelvis bascula hacia atrás y entonces la columna se extiende. Cuando el tronco se extien­ de, la musculatura dorsal está activa en la fase inicial del movimiento. Esta acción inicial disminuye en los siguientes grados de extensión y la m usculatura abdominal se activa para controlar el movimiento. La extensión m áxim a o forzada requiere nuevamente la actuación de la musculatura extensora. Durante la flexión lateral del tronco, el movimiento puede estar centrado principal­ mente en la colum na dorsal o lumbar. Aunque las formas de las carillas articulares en la colum na dorsal perm iten la flexión lateral, ésta se encuentra restringida por la caja torácica en un grado variable según los individuos. Los sistemas espinotransversales y transversoespinales de los músculos erectores de la colum na, junto con la m usculatu­ ra abdominal, actúan en la flexión lateral de la colum na. El movimiento se origina por una contracción ipsolateral de estos músculos y se modifica por contracciones contralaterales. La rotación se com bina con la flexión lateral del tórax. También se produce un pa­ trón combinado de rotación y flexión lateral en la columna lumbar. La rotación tiene lu-

C a p ít u l o 7. Biom ecánica de la colum na vertebral

113

Figura 7-2. Movilidad global. Cifras de movilidad de la columna dorsal y lumbar.

Figura 7-3. Los primeros 50-60° de flexión tienen lugar en la columna lumbar. Una flexión adi­ cional del tronco se consigue principalmente por la basculación anterior de la pelvis. (Adaptada de Farman, 1975.)

gar tanto en la columna dorsal com o a nivel lumbosacro. La rotación lumbar, con excep­ ción del nivel lumbosacro, es mínima debido a la orientación de las carillas articulares. D urante la rotación, la m usculatura posterior y abdominal actúa a los dos lados de la columna, cooperando la musculatura ipsolateral con la contralateral. El movimiento pél­ vico es fundamental para aumentar la rotación funcional del tronco.

Estabilidad de la columna vertebral La columna vertebral humana paga tributo a la bipedestación, que la somete a múltiples esfuerzos de compresión, tracción, inclinación, torsión y cizallamiento. Para cumplir de

114

A. Gómez Prat y J. Roca Burniol

manera adecuada las funciones de soporte, protección y movilidad, la colum na presenta unas características biomecánicas que le confieren estabilidad intrínseca y extrínseca.

Estabilidad intrínseca Una columna desprovista de su musculatura y mantenida en posición erecta sólo puede soportar un peso aproximado de 2 kg sin desplomarse. Tanto es así, que en el individuo anestesiado basta un pequeño desequilibrio para que la columna se doble lateralmente. Esta estabilidad de grado mínimo, intrínseca o pasiva, está determinada por la presión intradiscal, el encajamiento de las carillas articulares posteriores y la tensión permanente capsuloligamentosa.

Presión intradiscal Nachemson, al realizar mediciones de la presión intradiscal in vivo, observó que la pre­ sión era paradójicamente m enor en posición erecta que sentado (fig. 7 -4 ). La razón de este aumento de la presión intradiscal al sentarse se explicaría por la modificación de las curvas lumbares. En bipedestación, con la columna lumbar lordosada, el eje gravitatorio pasa cerca del núcleo pulposo de los discos lumbares medios, en tanto que en posición de sentado, la curva lordótica se aplana, alejándose del eje de gravedad, el disco se pinza por delante y aum enta la presión intradiscal. Esto concuerda con el hecho de que si el individuo sentado se inclina hacia delante 2 0 °, aumenta la presión intradiscal hasta casi el doble de su valor. Estas presiones, y otras mayores que se producen al realizar esfiaerzos o levantar pe­ sos de aproximadamente de 140 kg/cm^, no podrían ser soportadas ni por los cuerpos vertebrales ni por los discos si no fuera por la descarga adicional proporcionada por los mecanismos de estabilidad extrínseca.

-

Figura 7-4. Presión intradiscal. La presión llega a su mínima expresión en decúbito supino; sin embargo, y paradójicamente, es mayor en posición de sentado que en bipedestación.

hC

Í )

(

.

i X )

iX)

C a p it u l o 7 . Biom ecánica de la colum na vertebral____________________________________________ y _ 5

Pequeñas articulaciones, cápsulas y ligamentos La orientación de las carillas articulares controla y dirige los grados de movimiento, per­ mitiendo cierta traslación anteroposterior y bloqueando la rotación. Los ligamentos cap­ sulares e interespinosos coadyuvan a limitar el arco de movimiento con su tensión.

Estabilidad extrínseca Musculatura La actividad muscular desempeña un papel esencial dentro de los mecanismos extrínse­ cos para mantener la estabilidad de la columna. C o m po r ta m ien to

m u s c u la r en p o s ic ió n er ec ta

Estudios electromiográficos muestran que en bipedestación se necesita muy poca activi­ dad muscular para equilibrar la columna, la cual adopta el equilibrio estable por el peso del cuerpo que soporta. En general, los músculos trabajan muy por debajo de su activi­ dad de rendimiento y su acción consiste en neutralizar los mom entos actuales e igualar los cizallamientos anterior y posterior, quedando minimizados de esta forma los esfuer­ zos de inclinación y rotación. C o m po r ta m ien to

m u s c u la r d u r a n t e el e je r c ic io

Al flexionar el tronco hacia delante, simultáneamente se flexiona la pelvis y el centro de gravedad se desplaza. La musculatura erectora entra en contracción progresiva hasta lle­ gar a 50“ de flexión lumbar, en que las estructuras ligamentosas y capsulares se tensan y contrarrestan el momento de flexión. La actividad muscular en ese punto decrece de nue­ vo. Al enderezarse el individuo, se contrae el psoas y los multífidos, con una potencia ca­ paz de levantar el peso del cuerpo y el peso adicional que se intenta cargar. Cuando se levantan pesos del suelo, la actividad electromiográfica es pequeña en los erectores del tronco y grande en los músculos abdominales, y las presiones intratorácicas e intraabdominales son muy elevadas. Las mediciones de presión intradiscal, intraabdom inal y registros electrom iográficos en individuos levantando pesos m uestran que estos valores difieren poco de los estáticos al levantar pesos en un trayecto cercano al eje gravitatorio (fiexionando rodillas y troncos) y, por el contrario, aumentan enorm em en­ te al levantarlos con los brazos extendidos.

Presión intraabdominal Un mecanismo adicional de soporte es el aumento de presión intraabdominal. El conte­ nido abdominal puede considerarse semifluido. El aumento de presión intraabdominal disminuye la carga lumbosacra desde 1.000 kg hasta 600 kg. La turgencia abdominal ac­ tuaría com o si colocásemos una pelota de rugby extraordinariamente hinchada en el in­ terior del abdomen (fig. 7-5). Este mecanismo sólo puede actuar durante muy pocos segundos. La presión en la au­ rícula derecha al efectuar una maniobra de Valsalva no excede de 30 m m H g. El aumen­ to de la presión intraabdominal e intratorácica por encima de ese nivel, durante algunos segundos, causaría un síncope. No obstante, aunque sea de forma momentánea, al inten-

116

A. Gómez Prat y J. Roca Burniol

Figura 7-5. Presión intraabdominal. La contracción de la prensa abdominal actuaría como si colocásemos una pelota extraordinariamente hinchada en el interior del abdomen. Este mecanismo adicional de soporte descarga la presión intradiscal entre un 5 a un 30 %.

tar levantar un peso contraemos la prensa abdominal, lo cual descarga las fuerzas de cizallamiento del disco de un 5-10 % hasta un 30 %. Esta teoría tradicional que otorga un poder de descarga a la maniobra de Valsalva fue contradicha por Nachemson. Al medir la presión intradiscal en voluntarios, no observó tal efecto de descarga, sino que, al contrario, encontró un aumento sustancial en la pre­ sión del disco. Explica el hecho señalando que mientras la maniobra provoca un aum en­ to de la presión intraabdom inal que tiende a descargar la espalda, al mismo tiempo se contrae con gran potencia la m usculatura paravertebral, lo cual se traduce en un aumen­ to de la presión en el disco. Es de suponer que este efecto nocivo sólo se desencadene al practicar la maniobra de Valsalva y que en circunstancias normales una buena prensa abdominal sigue descar­ gando la presión del disco.

Fasda dorsolumbar Los músculos erectores del tronco se mantienen adosados a los canales vertebrales por medio de la fascia dorsolumbar. Cuando estos músculos se contraen, sus fibras tienden a acortar la distancia entre sus inserciones y en ese momento ejercen una fuerza contra la fascia dorsolumbar. Esto permite que el músculo al contraerse traccione de las vértebras hacia atrás aplanando la curva lumbar. Este m ecanism o ejerce una apreciable fuerza de tracció n hacia atrás a nivel de la cu arta y quinta vértebras lumbares, que se calcula en alrededor de 25 kg, y se supone que llega a descargar la presión del disco en un 1 0 - 2 0 %. Com o resumen de todo lo expuesto, podemos establecer que el disco se encuentra ali­ viado en el soporte de las cargas por diferentes mecanismos adicionales de estabilidad in­ trínseca o extrínseca.

C a p it u l o 7 . B io m e c á n ic a d e la c o lu m n a v e r te b ra l

117

Las fuerzas que contrarrestan el cizallamiento durante la flexión son las siguientes: 1. 2. 3. 4.

Presión intraabdominal 5-30 %. Fascia dorsolumbar 10-20% . Tensión ligamentosa 20 %. Carillas articulares 20 %.

Reflejo fibroneuromuscular Los discos intervertebrales, las articulaciones posteriores, las cápsulas y los ligamentos contribuyen a la estabilidad de la columna por una acción puramente mecánica de con­ tención. Actúan, además, com o órganos efectores de un reflejo fibroneuromuscular, cuyo estímulo inductor es el estiramiento de las diferentes estructuras provocado por el m o ­ vimiento forzado (m ecanorreceptores de Freeman y Wyke), y su consecuencia, la co n ­ tracción coordinada de los grupos musculares gravitatorios que se oponen a dicho m o ­ vimiento. Recientemente se ha descubierto que la cápsula contiene también un sistema receptor nociceptivo (corpúsculos de tipo IV de Nade), normalmente inactivo, y que se estimula frente a sobrecargas mecánicas en las pequeñas articulaciones y en los procesos inflamatorios. Este sistema alertaría a la musculatura para que el arco de movimiento no sobrepase ni alcance los límites de la resistencia articular.

Biomecánica de las desviaciones patológicas de la columna vertebral En el momento en que se adopta la posición erecta aparecen cuatro curvas primarias en el plano sagital: lordosis en las vértebras cervicales y lumbares y cifosis en las torácicas y sacras. En el plano coronal la columna es recta aunque a veces existe una mínima curva torácica. El eje de rotación vertebral, determinado en gran parte por la orientación de las carillas articulares discurre a través de la columna, y se sitúa en un plano posterior en la lordosis cervical y lumbar, y anterior en la columna torácica y sacra (fig. 7 -6 ). El cen­ tro de gravedad del cuerpo erecto se sitúa ventral a toda la colum na vertebral y la ten­ dencia en una columna sin soportes, es a flexionarse hacia delante. Una curva lordótica es inestable a la flexión ventral, y provoca que la columna se acomode con dificultad a uno y otro lado sin rotar. Por el contrario, en una curva cifótica este movimiento se produce porque el eje de rotación está situado ventralmente, y tiene lugar, si acaso, una mínima rotación, aquella que esté permitida por los límites de elasticidad de la orientación de las carillas articulares. En áreas lordóticas fisiológicas existen unos mecanismos para resistir la rotación bajo circunstancias normales: primero una amplitud de flexión intersegmentaria, por lo que la colum na lum bar llega a ser cifótica antes de que se alcance el límite de flexión y se­ gundo, la configuración de las vértebras cervicales y lumbares. Éstas al tener un cuerpo ancho transversalmente y unos procesos espinosos largos orientados hacia arriba, forman un prisma de base anterior que al flexionarse ventralmente, es decir, hacia la base del pris­ ma, lo harán sin que exista inestabilidad rotacional. En la región torácica los cuerpos vertebrales con las apófisis espinosas adoptan una forma de corazón. Las apófisis espinosas son largas, aplanadas y están situadas en la par­ te posterior de la colum na, formando un prisma con su ápex anterior, que hace que en flexión estas vértebras torácicas sean rotacionalmente inestables; com o elemento añadi-

118

A. Gómez Prat y J. Roca Burniol

Figura 7-6. El eje de rotación de la columna es consecuencia de la inclinación de las carillas articulares.

do de inestabilidad, hay que considerar el acuñamiento asimétrico de los cuerpos verte­ brales debido a la aorta. La cifosis torácica protege a la colum na frente a la rotación, pero com o existe poca flexión intersegmentaria, cualquier pérdida de cifosis producirá una curvatura rotacional. En la columna pueden ocurrir dos desviaciones clínicas principales: la escoliosis y la cifosis.

Escoliosis La escoliosis es la desviación de la columna vertebral en los tres planos del espacio. En ella se observan dos cambios importantes: 1. La curva lateral está en rotación, de tal forma que el cuerpo vertebral está rotado hacia la convexidad de la curva. 2. La vértebra situada en el área de máxim a desviación lateral está deformada, con una lámina estrecha en la concavidad y con unos pedículos y apófisis transversas angula­ das posteriormente en la convexidad. Com o el hueso es un tejido vivo, responderá al estrés, con cambios en su estructura, obedeciendo a leyes biológicas. La ley de Wolff señala la interdependencia entre la es­

C a p it u l o 7. Biom ecánica de la colum na vertebral____________________________________________ U 9

tructura y la función y establece que cada cambio en la forma y/o función de los huesos es seguida por cambios en su estructura interna. Además, estas fuerzas afectan el creci­ miento del hueso. En el caso de la escoliosis idiopática el crecim iento de la colum na, es un factor im ­ portante que debe tenerse en cuenta para evaluar la evolución de la deformidad escoliótica, ya que cuando el crecim iento ha cesado, la progresión de ésta no es muy im p or­ tante. En los tejidos vivos la progresión de la deformidad ocurre igual que en el material inerte. La recuperación de los efectos de carga requiere un tiempo determinado. Si la car­ ga se aplica antes de que se complete la recuperación se producirá una deformación. A este fenómeno se añade el efecto de la ley de Huerter-Wolkmann (la compresión inhibe el crecimiento mientras que la tensión lo estimula). En el caso de la columna torácica el borde anterior crece más rápidam ente y el posterior más lentamente, es decir, se p ro­ duce un acuñam iento posterior y com o consecuencia de él la evolución hacia una lordosis. En lordosis, las facetas de la columna torácica no están alineadas para permitir ro­ tación alguna, y por tanto se deformarán. La siguiente carga deformante aplicada antes de que se consiga la recuperación a la carga previa, unido al efecto de aumento de la carga sobre tejidos en crecimiento en el lado de la compresión y de la disminución en el lado de la tensión, provocará que a la alteración en la velocidad del crecim ien to se añada el aumento de la deformidad. Esta deformidad esencialmente lordótica provoca que la par­ te posterior de la columna deformada sea más corta que la anterior. La carga sobre la epí­ fisis del lado del cuerpo vertebral (que está ahora dirigida más ventralmente), aumenta conforme progresa la rotación y com o está todavía detrás del centro de gravedad se pro­ ducirá una deformación lateral por acuñamiento de la vértebra. Por tanto, en la escolio­ sis, se produce una deformidad triplanar: lordosis, rotación y acuñamiento lateral de las vértebras afectadas.

Cifosis La cifosis se define com o una desviación de la colum na en el plano sagital, de concavi­ dad anterior. La cifosis que aparece durante el período de crecimiento, las actitudes vi­ ciosas posturales permanentes, acaban estructurándose, y resultan irreductibles en mayor o menor medida, debido sobre todo a la deformidad en cuña de las vértebras. Al arquearse hacia delante la columna, aparece un desequilibrio muscular, y se debili­ ta la acción de determinados grupos musculares con predominio de los antagonistas; por ello determina un cambio de presión sobre los cuerpos vertebrales y discales y, si éstos se encuentran en período de crecimiento, se producen las consecuentes modificaciones es­ tructurales y morfológicas. Desaparecerá la distribución uniforme de la presión y apare­ cerán zonas muy comprimidas en las cuales se inhibirá el crecimiento, al contrario de lo que ocurre en las sometidas a distracción, en las que el crecimiento se exacerva, lo cual motiva la deformidad en cuña permanente.

BIBLIOGRAFÍA Adams MA, Hutton WC. The resistence to flexión o f the lumbar intervertebral joint. Spine 1980; 5: 242-253. Adams MA, Hutton WC. The mechanical function o f the lumbar apophyseal joints. Spine 1983; 8: 327-330. Brown T, Hansen RJ, Yorra AJ. Some mechanical test on the lumbosacral spine with particular reference to the intervertebral discs. J Bone Joint Surg 1957; 39-A: 1135-1164.

120______________________________________________________________A. Gómez Prat y J. Roca Burniol

Carlsóó S. The static musde load in different work positions: An electromyographic study. Ergonomics 1961; 4:193. Dittm an O. Die sagital and lateroflexorische bewegung der m euschlichenlendenwirbelsdule im rontgebild. Ztschr.f.d.ges.Anat. 1929; 92: 644-667. Farfan HF. Mechanical disorders o f the low back. Philadelphia: Lea and Febiger, 1973. Farfan HF. Muscular m echanism o f the lum bar spine and the position o f power and efficiency. O rtho clini N orthA m 1975; 6: 135. Frankel VH. Biomechanics o f the spine. En AAOS Symposium on the spine. St. Louis: Mosby, 1969; 1-9. Frankel VH , Burstein AH. Orthopaedic biomechanics. Philadelphia; Lea and Febiger, 1970. Galante JO. Tensile properties o f the human lumbar annulus fibrosus. Acta Orthop Scand 1967; 100 (Supl.). Guerin J. M ém oire sur les m ovem ents de flexión et d’inclinaison de la colonne vertebrale. Bull Acad Med 1976; 5: 935. Kirsch C. The mechanical response in normal and degenerated lumbar disc. J Bone Joint Surg 1956; 38-A; 242-243. Hirsch C, Nachemson A. New observations on the m echanical behavior o f lumbar discs. Acta Orthop Scand 1954; 23: 254-283. Kulak RF, Schultz AB, Belytschko T, Galante J. Biomechanical characteristics o f vertebral discs. Orthop Clin N orthA m 1975; 6 :2 1 5 -231. Lovett RW. A contribution to the study o f the mechanics o f the spine. Am J Anat 1902; 2 :457. Lumsden RM , M orris JM . An in vivo study o f axial rotation and im m obilization at the lum bosacral join t. J Bone Joint Surg 1968; 50-A: 1591-1602. Nachemson A. The lumbar spine. An orthopaedic challenge. Spine 1976; 1: 59-71. Nachemson A, Elfstróm G. Intravital dynamic pressure measurements in lum bar discs: A study o f com m on movements, maneuvers and exercises. Estocolmo: Almqvist and WikseU, 1970. Nachemson A, M orris JM . In vivo measurements o f intradiscal pressure. Discometry, a method for the dertermination o f pressure in the lower lumbar discs. J Bone Joint Surg 1964; 46-A: 1077-1092. Nachemson A, Schuhz AB, Berkson M H . M echanical properties o f human lumbar spine m otion segments: influence o f age, sex, disc level and degeneration. Spine 1979; 4: 1-8. Panjabi M M , Dvorak J, Duranceu J, Yamamoto I, Gerber M , Rauschning W y cois. Three dimensional move­ ments o f the upper cervical spine. Spine 1988c; 7: 726-730. Roca J. Espondilolistesis. Tesis doctoral. Universidad de Barcelona, 1977. Roca J. Tratamiento quirúrgico del dolor lumbar. Barcelona: Jims, 1987. Volkmann AW. Chirurgische Erfahrungen ueber knorchenverbiegungen und knochenwaschstum. Arch Pathol Anat 1862; 2 4 :5 1 2 . White AA, Panjabi MM . Clinical biomechanics o f the spine. Philadelphia: J.B. Lippincott, 1990. Winslow JB. Sur les movements de la tete du col et du reste de l’epine du dos. Hist Acad Roy Soc (París), 1730, citado por Gonon. Tesis doctoral, Lyon, 1975. W olff J. Uber die innere Architecture der knochen und ihre Bedentun fiir die Frage Von knochenwrachstum. Vircows Arch A, 1970; 25: 589.

Capítulo 8

Biomecánica de la cintura escapular J. B o r r e ll P ed r ó s

y

J. P u ig d e l l Iv o l G r if e l l

Introducción La cintura escapular es el complejo articular de más movilidad del organismo, con sus tres ejes de trabajo y sus tres grados de movilidad. Se com pone de tres articulaciones verdaderas; esternocostoclavicular (1 0 % de participación), acromioclavicular (4 0 % de participación), escapulohum eral (5 0 % de participación), y de un espacio de desliza­ miento escapulotorácico. Es curioso el hecho de que la porción de esfera en la que pue­ den desplazarse las dos m anos corresponde casi exactam ente a la que es visible con el simple movimiento de los ojos con la cabeza inmóvil. El complejo articular de la cintura escapular necesita para su funcionamiento 19 múscu­ los, sobre un total de 54 músculos en el miembro superior. Estos 19 músculos actúan bajo la form a de 25 pares de rotaciones que aseguran el m ovim iento y la estabilidad en los 3 planos del espacio. Los músculos periarticulares tienen un papel preponderante. Según Bonnel, podemos considerar a la cintura escapular com o un verdadero “músculo” y no como una articulación propiamente dicha.

Anatomía funcional Complejo óseo Los tres elementos óseos, húmero, clavícula y escápula, en sí mismos, son inestables por su discordancia con las superficies articulares de contacto y su tam año reducido com o son la cavidad glenoidea de 6 cm^, la acromioclavicular de 3 cm^ y la esternoclavicular de 4 cm^. Todo ello favorece la inestabilidad rotatoria tridimensional (fig. 8-1 A). La clavícula es un hueso de unión con el esqueleto axial, muy delgado, que mantiene la distancia entre las superficies articulares más límites. El omoplato está incorporado al esqueleto axial a través del ángulo superoexterno con las articulaciones acromioclavicu­ lar y escapulohumeral. La terminología anatómica sólo distingue los desplazamientos ar­ ticulares con el movimiento de ñexión-extensión, abducción-aducción, elevación-des­ censo y rotación externa e interna. De hecho, sobre el plano puramente mecánico todos los movimientos tienen com o sustrato mecánico el de la rotación.

122

). Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

Ligamento esternoclavicular superior ^

B

Menisco — Ligamento esternoclavicular---anterior Superficie articular Ligamento esternoclavicular posterior Ligamento esternoclavicular posterior

Figura 8-1. A. Articulaciones de la cintura escapular: 1: glenohumeral; 2: esternoclavicular; 3: acromioclavicular; 4: escapulotorácica. B. Articulación esterno-costo-clavicular.

Ligamento interclavicular

Ligamento costoclavicular

Articulación esternocostoclavicular Esta articulación es el único elemento de unión articular del miembro superior al esquele­ to axial. La superficie articular de la clavícula, por su parte inferior se prolonga con el primer cartílago costal, constituyendo la articulación esternocostoclavicular (fig. 8 -lB ). Un fibrocartílago intraarticular se interpone aumentando la estabilidad. La cápsula articular es grue­ sa y está formada por los ligamentos esternoclavicular anterior, posterior e interclavicular.

C a p ít u l o 8. Biom ecánica de la cintura escapular

123

Figura 8-1. C. Articulación acromioclavicular.

El ligamento costoclavicular, extrínseco a la cápsula, es el medio de contención más eficaz. Los movimientos articulares son de elevación y descenso con una amplitud de 8 a 10 cm , y por otra parte de retropulsión y antepulsión. La asociación de estos movimientos conduce a una rotación combinada por los músculos trapecio, deltoides, pectoral mayor, subclavicular y, en una mínima proporción, el esternocleidomastoideo. El ligamento costoclavicular es el fi'eno de la elevación, y a su vez el ligamento interclavicular frena el descenso.

Articulación acromioclavicular Es una articulación flexible, donde las carillas articulares en contacto por la mitad inferior es­ tán separadas de la mitad superior por un croissant prismático o por un menisco completo. Este menisco está sólidamente anclado al acromion y más débilmente a la clavícula. La for­ ma y sobre todo la orientación de las superficies articulares están destinadas a impedir el des­ plazamiento hacia abajo de la clavícula (firecuencia de luxaciones superiores). La continuidad entre la articulación esternoclavicular y escapulohumeral se realiza en un ángulo de 90°. La presencia de la articulación acromioclavicular permite una transmisión flexible de las solici­ tudes y evita que el omoplato sea propulsado lejos de la caja torácica en un plano horizontal. La estabilidad está asegurada accesoriamente por la cápsula y reforzada por el ligamento acromioclavicular. Los ligamentos principales son extrínsecos (fig. 8 -lC ):

1. Ligamento trapezoide, grueso y cuadrado, situado en el plano frontal, se inserta so­ bre la mitad o el tercio posterior de la apófisis coracoide. Se dirige hacia arriba y afue­ ra para terminar en el extremo externo de la clavícula. 2. Ligamento conoideo, triangular, menos poderoso pero más vertical que el anterior, se dirige hacia dentro en el plano sagital y se inserta en el borde interno de la apófisis coracoide, detrás del ligamento trapezoide y en la cara inferior de la clavícula. Los ligamentos trapezoide y conoideo limitan los movimientos del omoplato y asegu­ ran el acoplamiento mecánico.

124_______________________________________________________J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

Estos ligamentos coracodaviculares internos y externos no son un engrosamiento de la aponeurosis claviculopectoral con la que en ocasiones se confunde. La articulación acromioclavicular desempeña un papel importante en la elevación an­ terio r y posterior del brazo, en cam bio en la abducción su p articipación disminuye, siendo las variaciones angulares diferentes según los autores. Los diferentes estudios di­ námicos han demostrado dos hechos importantes: L La activación de la articulación acromioclavicular, se acompaña de un movimiento de apertura y de cierre del ángulo omoclavicular durante la propulsión o retropulsión del hom bro: éstos son los movimientos de pequeña extensión que limitan los ligamentos conoideo y trapezoide. 2. La articulación acromioclavicular es la sede de los movimientos de rotación axial de la clavícula en el pliegue articular meniscoclavicular. Inman explica la posibilidad de rotación axial gracias a la forma en “S”. Así, los m ovi­ m ientos de elevación y descenso están controlados por la tensión del ligamento acro ­ mioclavicular, y los movimientos de rotación axial de la clavícula por los ligamentos coracoclaviculares. A esta articulación acrom ioclavicular se ancla la unión sindesmótica coracoideclavicular. La cara inferior de la clavícula entra en contacto con la apófisis coracoide, en el curso de ciertos movimientos de la cintura escapular, deslizándose una sobre la otra. En cuanto a las acciones musculares, el trapecio tiende a aplicar el acrom ion sobre la clavícula reforzando el contacto entre las superficies articulares. El pectoral mayor y el subclavicular tienden a placar la clavícula sobre el acromion. El esternocleidomastoideo abre las superficies articulares al elevar la clavícula. El dorsal ancho y el serrato anterior actúan indirectamente en el mantenimiento de la unión de las superficies articulares.

Articulación escapuiohumeral Es una articulación enartrósica con una superficie esférica humeral y una cavidad glenoidea recubierta de cartílago que la vuelve plana. Participa en un 50 % en la movilidad total del hombro. La cabeza humeral representa el tercio de una esfera en la cual, sobre el plano me­ cánico, los tres ejes de trabajo responderán a tres grados de libertad articular. La superficie cartilaginosa de la cabeza humeral presenta un ángulo entre 150 y 160°, y el valor angular glenoideo es de 60°. La orientación en retroversión de 30 a 40° (fig. 8-2A) asegura un mínimo de estabilidad anteroposterior, limitando los riesgos de luxación. La cavidad glenoidea del omoplato presenta una inclinación hacia arriba y adentro de unos 5° y una retroversión de 7° (fig. 8-2B). Dicha cavidad al ser casi plana favorece la amplitud de los movimientos. Las superficies articulares son discordantes y existe un fibrocartílago de ensanchamiento o rode­ te glenoideo en el perímetro de la cavidad glenoidea que aumenta la congruencia articular. Los ligamentos glenohumerales (fig. 8-2C ) están formados por tres fascículos: 1. Ligamento glenohumeral superior. Se extiende desde el rodete glenoideo en la parte interna, hasta el cuello anatómico por fuera (foseta de Welker). 2. Ligamento glenohumeral medio. Se extiende desde la parte media del reborde y del rodete glenoideo hasta el borde interno del troquín. Entre el ligamento superior y el medio se sitúa el foramen de Weitbrecht, que comunica la bolsa del subescapular con la cavidad articular.

125

C a p ít u l o 8. Biom ecánica de la cintura escapular

Figura 8-2. Articulación escapulohumeral. A. Ángulo de retroversión (1); ángulo cervicodiafisario (2). B. Cavidad glenoidea (1); inclinación de la cavidad glenoidea (2). C. Ligamentos glenohumerales.

B Clavicula

Ligamento trapezoide del ligamento coracoclavicular

Ligamento acromioclavicular

Acromion Ligamento conoideo del ligamento coracoclavicular

Apófisis coracoides Ligamento acromiocoracoideo Tendón del músculo bíceps {porción larga) Cavidad glenoidea de la escápula

Labrum glenoideo

'

Porción larga del músculo tríceps

3-5°

Ligamento coracoglenoideo Ligamento coracohumeral

Ligamento glenohumeral superior Ligamento coracohumeral

! Tendón del supraespinoso -

Ligamento glenohumeral superior

Tendón del supraespinoso

Ligamento glenohumeral medio

Ligamento glenohumeral medio Ligamento glenohumeral inferior

126_______________________________________________________J. Borrell Pedros y J. Puigdellivol Grifell

3. Ligamento glenohumeral inferior. Se extiende desde la parte media e inferior del re­ borde y del rodete glenoideo hasta el cuello quirúrgico. La cápsula articular con los ligamentos glenohumerales no puede asegurar la estabili­ dad. El espacio comprendido entre el supraespinoso y el subescapular corresponde al liga­ mento coracohumeral, que recibe el nombre de intervalo de los rotadores, y que se extien­ de desde el margen posteroexterno y base de la coracoides, hasta insertarse en el troquiter y troquín, mezclándose con la cápsula subyacente. Sólo el ligamento coracohumeral par­ ticipa en la suspensión del húmero con una oposición constante a la acción de la gravedad. Esta función de suspensor le hace desempeñar un papel de freno en los movimientos de ro­ tación interna o externa del húmero así com o en los movimientos de flexión y extensión. En el espacio subdeltoideo, se ubica el ligamento coracoacromial, con una disposición básicamente triangular, uni o multifasciculada, que configura el arco coracoacromial des­ de el borde posteroexterno de la apófisis coracoides hasta el extremo del acromion en su superficie inferior, en posición anterior a la articulación acromioclavicular.

Espado de deslizamiento interescapulotorácico Está dividido en dos por el músculo serrato anterior: el espacio interserratoescapular y el espacio interserratotorácico. Tiene importancia mecánica durante el primer tiempo de la abducción (de O a 90 °), los m úsculos responsables consiguen que les limite el aco rta­ miento. Para conseguir la elevación a 180°, la solución adoptada es la de bascular el om o­ plato por un movimiento de rotación frontal de 25 a 50° según los autores. El movimien­ to finaliza con una inflexión de la columna vertebral. La amplitud de desplazamiento del omoplato es mayor durante la abducción y la flexión.

Bursa subacromiodeltoidea El espacio subacromiodeltoideo está ocupado por una bursa conjuntiva de deslizamien­ to formada por dos hojas, una en contacto con el troquiter y la otra en contacto con el acromion. Es un espacio de deslizamiento entre la cara externa del húmero y el acromion.

Complejo muscular El miembro superior está unido al esqueleto axial por la cintura escapular. Los principa­ les elementos estabilizadores son los músculos periarticulares que intervienen en dife­ rentes grados del movimiento. Estos músculos (fig. 8-3) no representan más que un tercio del número total, aunque les corresponde más de la mitad del peso de toda la masa muscular del miembro superior. Su importancia se fundamenta en la necesidad de realizar grandes fuerzas, tanto en la función de suspensión-elevación de todo el cuerpo por el miembro superior como en la de sostenimiento y de transporte de cargas pesadas. Entre otras funciones están el despla­ zamiento angular de las superficies articulares con una gran amplitud, permitiendo el posicionamiento de la mano en todas las direcciones. Los músculos m otores del omoplato son seis: romboide, angular del om oplato, tra ­ pecio, serrato anterior, pectoral menor y accesorio del omohioideo. Los músculos m oto­ res de la clavícula son dos: subclavicular y esternocleidomastoideo. Los músculos motores del húmero son once: deltoides, pectoral mayor, subescapular, supraespinoso, infraespi-

C a p it u l o 8 . Biom ecánica de la cintura escapular

M. esternocleidomastoideo. M. subclavio M. esternohioideo M. pectoral mayor, porción clavicular M. elevador de la escápula-''^ M. supraespinoso M. romboide menor' M. trapecio M. infraespinoso ^ M. romboide mayor

127

A M. trapecio - M. deltoides M. supraespinoso ^ M. infraespinoso -M. tríceps braquial, porción larga M. redondo menor M. tríceps braquial vasto lateral M. deltoides M. braquial

M. redondo mayor M. dorsal ancho M. tríceps braquial

M. trapecio M. deltoides M. pectoral menor M. bíceps braquial, porción corla M. supraespinoso ^ M. subescapular — M. bíceps braquial, porción larga M. dorsal ancho M. tríceps, porción larga M. redondo mayor M. pectoral mayor M. deltoides

IV!. esternocleidomastoideo M. pectoral mayor, porción clavicular ' M. subclavio ' Ligamento costoclavicular

B

' M. omohioideo M. serrato anterior M. subescapular

M. serrato anterior

Figura 8-3. Inserciones musculares en la cintura escapular: anterior (A) y posterior (B).

noso, redondo menor, redondo mayor, dorsal ancho, coracobraquial, porción larga del bíceps y porción larga del tríceps. El bíceps braquial tiene dos porciones con una inser­ ción común en la tuberosidad bicipital del radio. La porción corta se origina en la apófi­ sis coracoides y la porción larga en el tubérculo supraglenoideo. En la estabilización de la cabeza humeral participan la mayoría de músculos pero so­ bre todo los que están en contacto directo con ella, que constituyen la llamada cofia de los rotadores: supraespinoso, infraespinoso y redondo menor de localización posterosuperior, y subescapular de localización anterior.

128_______________________________________________________J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

Bonnel establece una clasificación que tiene en cuenta todas las articulaciones. Distin­ gue cinco grupos: aductores, rotadores internos, rotadores externos, antepulsores y retropulsores. No reconoce analíticamente los músculos específicamente abductores ya que la abducción es el resultado de las acciones de pares musculares antagonistas. • Los músculos aductores del húmero son: pectoral mayor, dorsal ancho y redondo m a­ yor. Los aductores del omoplato son; trapecio medio y romboides. • Los músculos rotadores internos del húm ero son: pectoral mayor, dorsal ancho y re­ dondo mayor. Los del omoplato son: serrato anterior y pectoral menor. • Los músculos rotadores externos del húmero son: redondo menor e infi-aespinoso. Y los del omoplato: romboide y trapecio. • Los músculos antepulsores del húmero son: coracobraquial, deltoides anterior y pec­ toral mayor. Y del omoplato, el serrato anterior. • Los músculos retropulsores del húmero son: redondo menor, redondo mayor, deltoides posterior y dorsal ancho. Y del omoplato: romboide y trapecio.

Cinética La articulación escapulohumeral carece de una estabilidad intrínseca propia, por lo que necesita el concurso de las partes blandas com o la cápsula articular, el labrum glenoideo, los ligamentos glenohumerales y los músculos. Un mismo músculo durante su trayecto puede tener diferentes acciones, por lo que es difícil calcular las fuerzas generales e indi­ viduales de cada músculo. Por ello es preciso simplificar el efecto de las fuerzas presentes y extrapolarlo al cuer­ po humano.

Estática Para establecer el equilibrio de la articulación glenohumeral en cualquier posición del brazo, debe haber un equilibrio de fuerzas y momentos. En ausencia de un músculo supraespinoso funcional, las fuerzas que actuarán serán las del peso del brazo, la fuerza de músculo de deltoides, la fuerza de fricción de la articulación, la fuerza de reacción articu­ lar, y la fuerza resultante combinada del músculo subescapular, infraespinoso y redondo m enor (fig. 8-4A ). Para idealizar este ejemplo, asumimos que el centro de rotación de la articulación glenohumeral se establece en el centro de la cabeza humeral tal y com o de­ m ostraron Poppen y Walker. Las fuerzas de fricción son despreciables en una articulación sinovial normal com parada con las fuerzas del músculo. El peso del brazo es una cons­ tante independiente de las fuerzas del músculo y actúa en dirección similar al deltoides, el cual resiste la fuerza y los momentos creados por el peso del brazo. Inman y cois, describieron en la abducción, el im portante par de fuerzas en el pla­ no coronal. Este par de fuerzas es el resultado del equilibrio entre el m om ento del del­ toides y el m om ento de la porción inferior (infraespinoso, redondo m enor y subesca­ p u lar) de la cofia de los ro tad o res. G racias al equilibrio de este p ar de fuerzas se mantiene el fulcro en la articulación glenohumeral (fig. 8-4B ). Pero existe otro par de fuerzas en el plano axial im portante para m antener el fulcro glenohumeral: el formado por el subescapular anteriorm ente y posteriorm ente por el infraespinoso y el redondo m enor (fig. 8-4C ).

C a p ít u l o 8 . Biom ecánica de la cintura escapular

129

Figura 8-4. A. Balance de fuerzas y momentos de la articulación glenohumeral. W; peso del brazo; f: fuerza de fricción; C: resultante de las fuerzas de la cofia de los rotadores; D: fuerza del deltoides; J: fuerza de reacción articular. B. Par de fuerzas del hombro. RC: cofia de los rotadores; I: infraespinoso; D: deltoides; o: centro de rotación; S: subescapular. En el plano transverso (izquierda) for­ mado por el subescapular anteriormente y el infraespinoso posteriormente. En el plano coronal (derecha) formado por la contraposición del deltoides a la porción inferior de la cofia de los rota­ dores. C. Alteración del par de fuerzas. TM: redondo menor; I: infraespinoso; D: deltoides; o: cen­ tro de rotación; S: subescapular. Una alteración en el plano transverso y/o coronal altera el fulcro de movilidad glenohumeral. (Adaptada de Burkhart y cois., Clin Orthop Relat Reser 1991; 267.)

130

J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

Figura 8-5. Vectores de fuerza de reacción articular glenohumeral. I: brazo en rotación interna; X: brazo en rotación externa. (Adaptada de Poppen y Walker, 1976.)

Una lesión del supraespinoso causa una alteración de las fuerzas de compresión y un aumento de las fuerzas de deslizamiento, con un vector resultante que obliga a la cabeza humeral a desplazarse proximalmente. Este hecho es im portante en las artroplastias de hom bro, en relación con el aflojamiento del componente glenoideo. Se ha calculado que la m áxim a fuerza de compresión en abducción a 90° es 10 veces el peso de la extrem i­ dad, y que la m áxima fuerza de la cofia de los rotadores a 60° de abducción es igual a nue­ ve veces el peso de la extremidad. En cuanto a la rotación interna y externa, se ha demostrado que la eficacia muscular y la estabilidad articular es superior con el brazo en rotación externa que en rotación inter­ na. Las fuerzas en rotación externa son similares a las generadas en posición neutra, pero con una resultante más centrada en la cavidad glenoidea, por la acción predominante de compresión del deltoides. Las fuerzas en rotación interna son mayores que en posición neutra y rotación externa, y la resultante se desplaza más proximalmente por el predomi­ nio de la acción deslizante del deltoides. La fuerza resultante articular a 90° de abducción es el doble que en rotación externa, lo cual puede demostrarse si se solicita al sujeto que ponga los dos brazos en abducción a 90°, pero uno en rotación interna y el otro en rota­ ción externa. El brazo en rotación interna se cansará más rápidamente y dolerá antes. La dirección de la fuerza de reacción articular varía sucesivamente cuando cambia la po­ sición del hombro. A 0° de abducción la cabeza humeral es empujada hacia abajo con ten­ dencia a subluxarse inferiormente. De 30 a 60°, la fuerza resultante se sitúa cerca del reborde glenoideo superior, con tendencia a subluxarse proximalmente. Y por encima de 60°, la ca­ beza humeral se encuentra perfectamente centrada dentro de la cavidad glenoidea (fig. 8-5).

C a p ít u l o 8. Biomecánica de la cintura escapular

131

Dinámica En la estabilidad dinám ica, el papel principal lo desempeña la cofia de los rotadores. Basmajian y De Luca describen los depresores primarios de la cabeza humeral durante el movimiento del hom bro: infraespinoso, redondo m enor y subescapular. Aunque no se ha podido establecer la actividad y función individual de cada músculo, sí que se ha observado la existencia de una actividad integrada. El deltoides y el supraespinoso son el ejemplo más claro de que la actividad varía en función de la posición del hom bro. Por electrom iografía se ha observado que ambos actúan por igual en abducción y flexión, pero su participación es diferente. La falta del supraespinoso provoca una abducción casi normal de O a 30°, pero con disminución drástica a partir de los 30°. La falta de del­ toides provoca una disminución uniforme de la abducción. Burkhart y cois, introdujeron el concepto biomecánico de roturas funcionales de la cofia, comparándolas a un puente colgante (fig. 8 - 6 ). Estas roturas a pesar de la lesión anatómica, no presentan déficit biomecánico. El margen libre de la rotura correspondería al cable, y los anclajes anterior y posterior serían el soporte de la arcada del cable. Un desequilibrio en el par de fuerzas en el plano axial y coronal altera la estabilidad del fulcro glenohumeral. Des­ criben tres tipos de patrones cinemáticos asociados a la rotura de la cofia. El patrón más es­ table com o fulcro glenohumeral, es la rotura que afecta la parte superior (supraespinoso y una porción del infraespinoso quedando la porción más inferior intacta). El patrón más inestable lo produce una rotura del supraespinoso, una porción mayor de la parte posterior de la cofia (infraespinoso y redondo menor), y una porción mayor del subescapular. La rotura funcional debe satisfacer cinco criterios biomecánicos; el par de fuerzas debe estar intacto en el plano coronal y axial, debe existir un fiilcro estable cinemáticamente, el puente colgante deber estar intacto, la rotura debe ocurrir a través de una mínima super­ ficie y debe poseer un borde de estabilidad. Con estos criterios, roturas irreparables se transform an en roturas funcionales, y roturas de localización concreta (en personas de edad avanzada) son tratadas simplemente con desbridamiento y descompresión de la zona, sin alterar la funcionalidad del hombro.

Cinemática El movimiento global del hombro en el espacio describe según Gonon, un cono irregu­ lar de base distal y vértice proximal, en el que participan las articulaciones esternocla-

Figura 8-6. Modelo del puente colgante en las roturas de la cofia de los rotadores. (Adaptada de Burkhart y cois., 1997.)

132

J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

vicular, escapulotorácica, acromion clavicular, escapulohumeral y la bóveda subacromiodeltoidea. Para Bonnel, la apófisis coracoides es un núcleo central esencial de estabilización de carácter mixto, estático y dinámico, del complejo articular de la cintura escapular. En ella se insertan 4 uniones ligamentosas (ligamentos conoideos, trapezoide, acrom iocoracoideo, coracohumeral) y 3 inserciones musculares (pectoral menor, coracobraquial y por­ ción corta del bíceps). Los elementos estáticos serían: la clavícula, la cual está limitada en su amplitud por los ligamentos trapezoide y conoideo que se insertan en el borde supe­ rior de la apófisis coracoides. Hacia dentro se encuentra el ligamento coracoclavicular, que completa de forma pasiva la estabilidad de la clavícula, y el ligamento acrom iocoracoideo, el cual tiene una doble fimción: por una parte participa en la estabilización de la cabeza humeral durante la abducción en forma de tope elástico; y por otra neutraliza las solicitudes de tracción a que se encuentran sometidos la espina del omoplato y el acro­ mion, por parte del músculo trapecio. El húmero es el tercer elemento unido a la apófi­ sis coracoides mediante el ligamento coracohumeral, el cual suspende el húmero y limi­ ta el m ovimiento de rotación externa. Los elementos dinámicos están formados por el único músculo anterior del omoplato, el pectoral menor, que se inserta en la apófisis co­ racoides, y evita la apertura del ángulo escapulotorácico. Por detrás, le ayuda el serrato anterior. La apófisis coracoides suspende de forma activa al húmero con el músculo co ­ racobraquial y la porción corta del bíceps.

Centros de rotación de la cintura escapular Es importante conocer el centro instantáneo de rotación (CIR) para poder comprender las diferentes acciones musculares. La localización varía según los distintos autores. Para la articulación escapulohumeral, algunos lo sitúan en el cuello anatómico, otros por dentro y debajo del troquiter, y otros, basándose en análisis cinemáticos, lo sitúan en la mitad inferior de la cabeza humeral si la abducción es de O a 50°, y cuando la abducción es de 50 a 90° en la mitad superior de la cabeza humeral (fig. 8-7). Para la articulación esternoclavicular, el CIR, en la abducción, se sitúa en el interno de la clavícula.

Figura 8-7. Distribución de los diferentes CIR durante la elevación del brazo en el plano escapular. (Adaptada de Poppen NK, Walker PS. J Bone Joint Surg 1976; 58A: 195.)

C a p ít u l o 8 . Biom ecánica de la cintura escapular_____________________________________________

En la unión escapulotorácica, el CIR, en la abducción, se localiza en el plano frontal a nivel del borde espinal y, en el plano horizontal, en medio de la espina del omoplato. Para la articulación acromioclavicular, el CIR se sitúa por encima del 'A externo de la clavícula. El CIR se define com o variable a partir de la apófisis coracoides respecto al borde es­ pinal del omoplato después del borde axilar. Las numerosas inserciones de distintos ele­ mentos en la apófisis coracoides es una muestra del papel que le corresponde com o cen­ tro de todo el complejo del hombro.

Análisis del movimiento Inman, mediante estudios cinemáticos y electromiográficos, describió la acción simultá­ nea de las diferentes articulaciones en el movimiento del hombro. El análisis del movimiento se descompone en dos fases: 1. En la primera fase se produce el movimiento de abducción desde la posición de refe­ rencia con el pulgar hacia delante y la palm a hacia dentro, a la posición angular a 180° con la palma de la mano hacia fuera, y el pulgar y la palma hacia delante. 2. La segunda fase se inicia con el desplazamiento sagital del miembro, durante el des­ censo se pasa a una posición de la palma hacia fuera y el pulgar hacia atrás. El análisis objetivo de este desplazamiento se fundamenta en un movimiento sucesivo de rotación interna y externa. Los movimientos se realizan en los tres planos del espacio (fig. 8 - 8 ). Se exponen a con­ tinuación los distintos movimientos a partir de la posición de referencia del brazo col­ gando a lo largo del cuerpo.

Plano frontal Movimiento alrededor de un eje horizontal anteroposterior. A b d u c c ió n

El movimiento de abducción, cuya conservación es fundamental en la función de todo el miembro superior, consiste en la separación del brazo del tronco hasta los 90°; a partir de 90° el brazo se acerca de nuevo al eje del cuerpo. El arco de movimiento es de 180°. Si nos referim os a la abducción estricta, debe considerarse a aquélla realizada con una orientación del brazo hacia delante de alrededor de 30°, debido a la orientación de la glena. En la abducción del brazo intervienen todos los componentes de la cintura esca­ pular. La articulación escapulohumeral participa sobre todo de 0° a 90° (incluso hasta 110° si el movimiento es en el plano de la escápula), de 50 a 60° corresponde al espacio de deslizamiento escapulotorácico, de 20 a 30° corresponde a la columna vertebral. También participan en el movimiento de abducción las articulaciones acromioclavicular y esternoclavicular.

Articulación escapulohumeral. La abducción de O a 90° del húmero es un movimiento complejo en el que participan todas las estructuras de estabilidad y movilidad. La ampli­ tud del movimiento de la articulación glenohumeral es de 90° y puede alcanzar los 120° al producirse una rotación externa del húm ero de 90°, lo que perm ite que el troquiter

Figura 8-8. Movimientos en los tres planos del espacio.

pase por debajo del acromion y pueda aproximarse el brazo a la cabeza. Por el contrario, cuando se eleva el brazo en la rotación interna, el troquiter choca con el ligamento acromiocoracoideo, de forma que el movimiento de abducción queda limitado a 60°. El m o ­ vimiento de rotación escapular proporciona los 60° restantes de abducción.

C a p it u l o 8 . B io m e c á n ic a d e la c in t u r a e s c a p u la r____________________________________________________

Estructuras musculoligamentosas. Es necesaria la acción combinada de varios músculos, para conseguir la movilidad armónica articular. La mayoría de veces, la acción muscular es m otora y de estabilidad. La acción m otora suele deberse a la acción combinada de pa­ rejas musculares. La estabilidad articular depende de formaciones capsuloligamentosas y sobre todo de los músculos periarticulares. Durante la abducción, se tensan los ligamentos glenohumeral medio e inferior, los cuales limitan la rotación del húmero sobre el omoplato a 90°. Esta limitación desapare­ ce al colocar el brazo en el plano de la escápula, debido a la relajación de los ligamentos mencionados, y el resultado es una amplitud de movimiento de 1 2 0 °. La abducción activa no es una contracción aislada del deltoides (en la parálisis del ner­ vio circunflejo existe abducción), pero sí que es el m úsculo abductor más im portante del húmero. El supraespinoso y el deltoides inician el movimiento. Desde el punto de vis­ ta funcional, pueden distinguirse siete porciones (fig. 8-9): L Fascículo anterior, representa las porciones I y IL 2. Fascículo medio, representa la porción IIL 3. Fascículo posterior, representa las porciones IV a VIL Al realizar la abducción, las porciones inmediatamente abductoras son la parte exter­ na de la porción II y las porciones III y IV. Cuando se inicia el movimiento, las porciones I y V son aductoras y se transform an en abductoras cuando la abducción alcanza una cierta amplitud. Las porciones VI y VII permanecen com o aductoras durante todo el m o­ vimiento. Todo ello se debe a que las fibras musculares que durante el movimiento se si­ túan por fuera del eje del movimiento son abductoras, y las situadas por dentro son aduc­ toras. Debe tenerse en cuenta que si sólo actuase el deltoides provocaría un ascenso de la cabeza humeral debido a la desproporción entre cabeza y glena. Para oponerse a este as­ censo, intervienen dos elementos: uno activo, el músculo supraespinoso (provoca coap­ tación de la cabeza hum eral, frenando su ascenso), y otro pasivo, la bóveda osteoligam entosa acrom iocoracoidea, considerada por algunos autores, com o una articulación subacromial. El deltoides actúa desde el inicio del movimiento sinérgicamente con los músculos de la cofia de los rotadores, ya que sin la fuerza de descenso de la cabeza hu­ meral realizada por los rotadores cortos (subescapular, infraespinoso y redondo m e­ nor), no podría realizarse la abducción. De esta forma se permite a la cabeza humeral ele­ varse sin pivotar y no tropezar con la bóveda acromioclavicular.

Ritmo escapulohumeral. El movimiento de la articulación glenohumeral se acompaña de un movimiento sincrónico de las articulaciones adyacentes, en especial la escapulotorácica, a la cual está estrechamente unida por una continuidad m uscular que trans­ mite las solicitaciones mecánicas. Los músculos coracobraquial y la porción corta del bíceps están en continuidad con el pectoral m enor; el músculo redondo m enor está en continuidad con el romboides, y la unión m uscular deltoides-supraespinoso-angular (elevador) del om oplato, form an todos ellos el rom bo estatodinám ico del om oplato (fig. 8 -1 0 ). El deltoides por su fascículo anterior se continúa con el pectoral mayor, y por su fascículo posterior con el trapecio. La finalidad de estas disposiciones muscula­ res es la de asegurar la unión m ecánica entre el órgano efector del m iem bro superior y el esqueleto axial mediante huesos interm ediarios inestables com o el om oplato y la clavícula. A partir de los 30° de movimiento existe un radio constante de 2° de movimiento hu­ meral por cada grado de movimiento escapular. Esta proporción variará sobre todo por

136

J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

B Ascenso del húmero Omoplato

Figura 8-9. A. Diferentes porciones del músculo deltoides. B. Pares musculares de la abducción de la articulación glenohumeral. 1: ascenso del húmero por el deltoides; 2: resultado final, abducción del húmero; 3: el supraespinoso coapta la cabeza humeral; 4: descenso de la cabeza humeral por el infraespinoso, subescapular, pectoral mayor y dorsal ancho.

Cabeza humeral

cuestiones anatómicas, el peso del brazo y por los relativos desequilibrios musculares en­ tre los rotadores de la escápula y el deltoides.

Espacio subacromial. El troquiter tropieza en el curso del movimiento de abducción pa­ siva con el acromion, y el ligamento glenohumeral inferior se tensa impidiendo toda pro­ gresión. Para poder llevar el brazo al cénit, al final de la abducción, el húm ero realiza una rotación externa de manera que presenta la escotadura intertuberositaria debajo del espacio subacromial.

Articulación escapulotorácica. En el plano frontal, al iniciarse el m ovim iento de ab­ ducción el omoplato realiza un pivotamiento de alrededor de 52° (fig. 8-11 A). En el pla­ no horizontal pueden distinguirse dos tiempos.

C a p ít u l o 8. Biom ecánica de la cintura escapular

Músculo pectoral menor

Músculo coracobraquial

137 Músculo angular del omoplato

1. De O a 90° de abducción se produce una traslación hacia atrás y adentro del omoplato. 2. Más allá de 90° de abducción se observa una rotación de 30°. En el piano sagital se produce una rotación de aproximadamente 17°. En la elevación del brazo al cénit la columna vertebral realiza una inclinación lateral. Estructuras musculoligamentosas. Los responsables de la báscula del omoplato por enci­ ma de 90° son los músculos trapecio y dorsal ancho. El omoplato está sometido a unas acciones musculares que actúan com o estabilizado­ res o rotadores en los tres planos del espacio. El omoplato está en permanente equilibrio por los músculos de longitud más corta: angular del omoplato, romboides y pectoral m a­ yor. Los músculos agonistas provocan una rotación interna, distinguiendo las parejas mus­ culares; romboides-angular del omoplato, pectoral menor-subclavicular y romboides-fascículo superior del trapecio. Entre los músculos antagonistas, los cuales provocan un movimiento de rotación externa, se distinguen las parejas de: fascículo superior e inferior del dorsal ancho y fascículo superior-inferior del trapecio. En el grupo de músculos anta­ gonistas, las parejas de rotación están constituidas por: romboide-pectoral menor, pecto­ ral menor-fascículo medio del trapecio, pectoral menor-angular del omoplato, romboide-cabeza inferior del trapecio, pectoral m enor-porción superior del serrato anterior, romboides-fascículo superior del serrato anterior y trapecio-serrato anterior. Según Gonon, el par trapecio-serrato anterior form an la pareja de abducción escapulotorácica. El trapecio está formado por tres fascículos, el superior que levanta el muñón, el m e­ dio que desplaza el omoplato hacia dentro, y el inferior que lo desplaza hacia abajo y ha­ cia dentro. La acción simultánea de los tres fascículos del músculo trapecio empuja la escápula hacia dentro y hacia abajo y la hace pivotar en lo alto (fig. 8 - 1 2 A). El m úsculo serrato anterior en su porción superior hace bascular el om oplato y la glena en lo alto. Cuando se eleva el brazo en rotación interna el troquiter choca con el li­ gamento acrom iocoracoideo quedando la abducción limitada a 60°. El movimiento de rotación escapular proporciona los restantes 60° de abducción. La escápula, al rotar, ele-

138

J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

17“

B

Plano horizontal

Plano frontal

Plano sagital

Í45“

C

Plano

Plano

Plano sagital

t 28°

Figura 8-11. Cinemática de la abducción. A. Escapulotorácica. B. Acromioclavicular. C. Esternoclavicular.

C a p it u l o 8 . B io m e c á n ic a d e la c in t u r a e s c a p u la r

139

va la clavícula y la hace girar sobre su eje longitudinal, arrastrada por los ligamentos coracoclaviculares. El movimiento clavicular durante la elevación del brazo se inicia cuan­ do éste alcanza una abducción mayor de 90°. Durante la abducción la parte externa de la clavícula está lim itada p or la tensión progresiva del ligam ento costoclavicular y del músculo subclavicular. El desplazamiento posterior de la parte externa de la clavícula está limitada por la tensión del ligamento costoclavicular y la del ligamento anterior de la ar­ ticulación. En la articulación acromioclavicular, es la tensión del ligamento conoideo la que frena la abertura del ángulo omoclavicular.

Articulación acromioclavicular. En el curso de la abducción, los dos huesos son móvi­ les. Si únicam ente se valoran los desplazamientos relativos de la clavícula respecto al omoplato (acrom ion), en el plano frontal se produce una rotación de 1 0 °; en el plano ho­ rizontal se produce una rotación que tiende a abrir el ángulo omoclavicular hasta 70°; y en el plano sagital la rotación axial de la clavícula alcanza 45° (fig. 8 - l l B y C).

Articulación esternoclavicular. En el plano frontal se observa una rotación de 60°, que se inicia desde el comienzo de la abducción; en el plano horizontal, una rotación de 40°; y en el plano sagital, una rotación axial de 28°. Todo ello desde el mismo inicio de la ab­ ducción. Estructuras musculoligamentosas. La frmción esencial de la clavícula es la transmisión de la fuerza del trapecio a la escápula. En la abducción, la clavícula se eleva alrededor de 30° en la articulación esternoclavicular por la acción del trapecio, el cual eleva la escápula por medio de la conexión coracoclavicular a través de los ligamentos, lo que equivaldría a de­ cir que los primeros 30° de rotación abductora de la escápula se realizan en la articulación esternoclavicular. Debemos recordar que en el movimiento de abducción la apófisis coracoides se desplaza hacia abajo y los ligamentos coracoclaviculares traccion an de la curvatura posterior de la clavícula que gira com o una biela por su forma de S itálica; el re­ sultado es el mismo que si estos ligamentos se elongaran, y la escápula rota. De aquí la im­ portancia de los ligamentos trapezoides y conoideos para la mecánica del hombro.

Columna vertebral. En la abducción unilateral, la columna vertebral actúa con una in­ clinación toracolumbar, en cambio en la abducción bilateral se produce una hiperlordosis lumbar. A d u c c ió n

El movimiento de aducción no puede realizarse ni en el plano de la escápula ni en el pla­ no frontal estricto. Si tenemos en cuenta los 30° de orientación de la glena, es posible rea­ lizar una aducción del húmero de 45°, pero asociada a una antepulsión.

Estructuras musculoligamentosas. Intervienen varios músculos; el redondo mayor, el dor­ sal ancho, el pectoral mayor (porción esternal), el romboides, el tríceps braquial y el subescapular. Pero parece ser que dos pares de grupos musculares son los más importantes.

Redondo mayor-romboides. El ángulo inferior de la escápula es elevado y dirigido hacia dentro por el romboides, produciendo un pivote de la escápula, que orienta hacia abajo la cavidad glenoidea. El redondo mayor se com p orta com o aductor si se considera su anclaje sobre el omoplato, pero si su anclaje es considerado sobre el húmero, eleva la es­ cápula y orienta así la glena hacia lo alto. Si los dos músculos se contraen simultánea-

140

J. Borrell Pedros y J. Puigdellivol Grifell

Trapecio

é

Músculo serrato anterior

Músculo romboides

Músculo redondo mayor

Músculo dorsal ancho

Músculo tríceps braquial

O

, ,iC '

\ ^

^

\

Músculo redondo menor Músculo redondo mayor

Músculo dorsal ancho

Infraespinoso

Músculos rotadores externos Redondo menor Dorsal ancho Redondo mayor Subescapular

I Músculos rotadores internos

Pectoral mayor

Figura 8-12. A. Abducción escapulotorácica. B. Romboides-dorsal ancho. C. Aducción (tríceps y dorsal ancho). D. Antepulsión. E. Retropulsión. F. Rotaciones.

mente, permiten que la acción rotatoria de la escápula por el redondo mayor sea contra­ rrestada p or el rom boides, y en consecuencia que el redondo m ayor actiie sólo com o aductor (fig. 8-12B ).

Porción larga del tríceps braquial-dorsal ancho. La subluxación inferior que provocaría la contracción aislada del dorsal ancho es contrarrestada por la contracción del tríceps braquial.

C a p ít u l o 8. Biom ecánica de la cintura escapular

141

Partiendo de una posición de abducción, la capacidad de aducción del hom bro de­ pende del dorsal ancho, redondo mayor y porción esternal del pectoral mayor. Si la ab­ ducción es mayor de 90°, intervienen también el dehoides posterior, coracobraquial, subescapular y porción corta del bíceps. Según Bonnel, el movimiento de aducción verdadero se produce en la acción de tre­ par, donde se necesita a la vez fuerza y desplazamiento de gran amplitud, lo cual realiza el dorsal ancho, con la ayuda de la porción larga del tríceps evitando la luxación de la ca­ beza humeral (fig. 8-12C ). En esta acción participan músculos largos y potentes com o el pectoral mayor y dorsal ancho. La fijación del omoplato es el primer tiempo de la aduc­ ción, a través de la contracción simultánea del trapecio, romboides, angular del om opla­ to, pectoral m enor y subclavicular. Una vez el omoplato está fijado, el brazo puede diri­ girse hacia el tórax gracias a la acción de los músculos: redondo menor, pectoral mayor, infraespinoso y subescapular. Para evitar una luxación inferior de la cabeza humeral, los músculos superiores del húmero, deltoides, porción corta del bíceps, coracobraquial y porción larga del tríceps, actúan com o pares musculares de rotación para volver a centrar la cabeza humeral.

Plano sagital R et r o p u l s ió n ( ex t e n s ió n )

y a n t e p u l s ió n

( f l e x ió n )

La elevación del húmero en un plano perpendicular a la escápula, se llama flexión o an­ tepulsión. La retropulsión o extensión se produce al llevar hacia atrás el húmero en un plano perpendicular a la escápula. Estos movimientos se realizan básicamente a dos ni­ veles: escapulohumeral, y en el conjunto acromioclavicular, esternoclavicular y espacio de deslizamiento escapulotorácico. A n t e p u l s ió n

Articulación escapulohumeral-espacio de deslizamiento escapulotorácico-articulación esternocostoclavicular. Si la amplitud global del m ovim iento alcanza 180°, los grados de participación en el movimiento de flexión del hom bro corresponden de 80 a 100° a la articulación escapulohumeral, 60° a la escapulotorácica, y alrededor de 40° a la columna vertebral. La participación de estas articulaciones no es sucesiva, sino simultá­ nea y de forma armoniosa. Hasta los 60° de flexión, el omoplato busca una posición de equilibrio. Existe también una relación constante entre la articulación escapulotorácica y la escapulohumeral, así, cada vez que el brazo se eleva 15°, 1 0 ° corresponden a la esca­ pulohumeral y 5° a la escapulotorácica. En la antepulsión existe un desplazamiento del omoplato de 8 a 15 cm. La unión escapuloclavicular durante la elevación sufre también un desplazamiento de 8 a 1 2 cm. En la cintura escapular los m ovim ientos son similares a los descritos en el m ovi­ miento de la abducción, excepto en su amplitud. Estructuras musculoligamentosas. En la articulación escapulohumeral, los músculos m o ­ tores son el fascículo anterior del deltoides, principalmente, el coracobraquial y el fas­ cículo anterior o clavicular del pectoral mayor (fig. 8-12D ). También actúan la porción corta del bíceps humeral (sobre todo cuando el codo se encuentra en extensión), la p or­ ción larga del bíceps y las fibras verticales del subescapular. Todos estos músculos tienden a la rotación interna durante la antepulsión, siendo el movimiento frenado por la puesta en tensión progresiva de los músculos posteriores (redondo menor, infraespinoso, re­ dondo mayor) y del ligamento coracohumeral (fascículo del troquiter).

142

J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

Columna vertebral. Participa en el movimiento en unos 30°. Para elevar el brazo al cénit, existen dos posibilidades o caminos que pueden seguirse; a) mediante la abducción con una ligera rotación externa: vía posterolateral, y b) mediante la antepulsión favorecida por la rotación interna (relaja al ligamento coracohum eral): vía anterior. R et r o p u l s ió n

Cintura escapular-articulación escapulohumeral. Durante el movimiento de retropul­ sión, se constata esencialmente una aducción de la escápula en el plano frontal, pivotando ligeramente hacia abajo, pero sobre todo hacia dentro. En la extensión la amplitud del m o­ vimiento se reparte entre 25 a 30° en la escapulohumeral, de 10 a 15° en la escapulotorácica, y 10° en la columna vertebral. Estas etapas se superponen al realizar el movimiento. Estructuras musculoligamentosas. Los músculos motores a nivel escapulohumeral son, bá­ sicamente, redondo mayor, fascículo posterior del deltoides (de la porción IV a la VII) y el gran dorsal (fig. 8-12E ). También actúa el redondo menor. En la cintura escapular intervienen los músculos aductores de la escápula en el curso de la retropulsión: romboides, fascículo medio del trapecio y dorsal ancho.

Plano horizontal R o tació n

in t er n a y ro ta c ió n e x t e r n a

Los límites de la rotación son complejos (fig. 8-12F). R o ta c ió n

extern a

Articulación escapulohumeral-cintura escapular. En la cintura escapular, durante la ro­ tación externa se observa una aducción de la escápula. Si consideramos la posición de re­ ferencia (abducción de 0 °), la amplitud de movimiento es de 80° para la rotación externa. La amplitud global de la rotación externa puede incrementarse hasta 85°, gracias a una rotación homolateral de la columna vertebral. El movimiento se reparte entre 25 a 35° en la articulación escapulohumeral, de 20 a 35° en la escapulotorácica, y unos 25“ en la in­ clinación de la columna vertebral. En el plano frontal hay 70° de rotación externa. A los 90°, en el plano sagital (flexión-antepulsión) la rotación externa se reduce a 15-20°. Estructuras musculoligamentosas. La rotación externa está realizada básicamente por dos grupos musculares: el infraespinoso y el redondo menor. El infraespinoso es activo du­ rante toda la rotación externa, en cambio el redondo m enor sólo lo es a partir de 30° de rotación externa. El deltoides también es rotador externo entre Oy 30°. Al mismo tiem ­ po que se realiza el movimiento de rotación externa, los músculos rotadores internos se tensan frenando el movimiento, y lo mismo ocurre con las formaciones ligamentosas: ligamentos glenohumerales y coracohumerales (cuando el brazo cuelga al lado del tron­ co). Debido a la discordancia articular, existe un riesgo de luxación posterior o inestabi­ lidad posterior. Para evitar esta eventualidad, los músculos anteriores, subescapular y pectoral mayor, favorecen el recentrado de la cabeza humeral. Los estabilizadores escapulares durante la rotación externa son el supraespinoso, la porción superior del trapecio, el serrato anterior, el bíceps y el deltoides a partir de 30° de rotación externa. La aducción asociada del omoplato se realiza por el romboides y el trapecio.

C a p it u l o 8. Biom ecánica de la cintura escapular

R o tació n

143

in ter n a

Cintura escapular-articulación escapulohumeral. En la cintura escapular se observa una abducción de la escápula cuando se produce la rotación interna. En la posición de referencia (abducción de 0°) la rotación interna es de 110° gracias a la rotación contralateral de la columna vertebral, lo que permite la posición de la mano en el dorso. A la articulación escapulohumeral corresponden 80° y a la escapulotorácica de 10 a 20°. Esta amplitud disminuye de m anera progresiva en abducción, existiendo en el plano frontal sólo 30°. En el plano sagital a 90° (flexión-antepulsión), la rotación inter­ na se mantiene de 1 2 0 a 130°. Estructuras musculoligamentosas. En la rotación interna intervienen los músculos: d or­ sal ancho, redondo mayor, subescapular (en abducción se encuentra relajado), pectoral mayor y porción anterior del deltoides. El subescapular actúa com o rotador interno puro. El redondo m enor y el dorsal ancho combinan la rotación interna con la aducción y ex­ tensión. El pectoral mayor actúa también com o aductor, llevando el brazo delante del cuerpo. A éstos se les une la porción tendinosa larga del bíceps humeral que limita la am ­ plitud del movim iento de rotación externa y se com porta com o rotador interno. Aquí también los músculos rotadores externos se tensan y limitan el movimiento, a la vez que las form aciones ligam entosas anteriores se relajan. En el curso del m ovim iento los músculos abductores del omoplato entran en acción: el serrato anterior en su porción an­ terior, atrae la escápula hacia delante y afuera; y el pectoral m enor atrae también hacia delante, afuera y abajo al omoplato, acción que es neutralizada por la porción inferior del serrato anterior que hace pivotar la escápula en lo alto.

Áreas de contacto de la superficie articular de la cabeza humeral Debido a la variabilidad durante los diferentes movimientos, las áreas de contacto son di­ fíciles de precisar. Algunos estudios demuestran que en abducción el área de contacto se centraliza, y tiende a la migración proximal; en rotación externa la zona de contacto se si­ túa posteroinferior y en la rotación interna anteroinferior. Pero si se combinan ambos movimientos de rotación de la cabeza humeral se centra en la glenoides (fig. 8-13).

Figura 8-13. Áreas de contacto articular de la cabeza humeral durante el movimiento. T: troquíter; TB: tuberosidad bicipital; LT: troquín. (Adaptada de Nobuhara, 1987.)

144

J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

-Tríceps braquial

Omoplato 5

- Supraespinoso Redondo menor

Porción larga del tríceps Redondo mayor Dorsal ancho Supraespinoso Redondo menor

B

Tendón de la porción larga

Clavícula —

Húmero

Porción larga del bíceps Luxación de la cabeza humeral

Clavícula

Bíceps Omoplato

A

Figura 8-14. A. Bisectriz vectorial de recentraje del tríceps braquial. 1: de Oa 80° tiene función luxante; 2; a partir de 90° de abducción tiene una fiinción de coaptación. 3 ,4 y 5: por encima de 90°, se opo­ ne a las acciones luxantes del infraespinoso, redondo menor y dorsal ancho. B. Bisectriz vectorial de recentrado de la porción larga del bíceps braquial. 1: en esta posición tiene una función de descenso (recentrado); 2: a 90° tiene una función de coaptación; 3: a 160° tiene una función luxante.

Bisectrices vectoriales de recentrado En la estabilización de la cabeza humeral existen dos elementos importantes: la porción larga del bíceps braquial y la porción larga del tríceps braquial.

C a p ít u l o 8 . Biom ecánica de la cintura escapular_____________________________________________

La acción larga del tríceps braquial se considera a 3 niveles; 1. En posición de 0° y con el brazo a lo largo del cuerpo, la contracción muscular eleva la cabeza hum eral, acción que es contrarrestada por los m úsculos dorsal ancho y re­ dondo menor. A 90°, los tres músculos tienen una función de coaptación. 2. A 90° de abducción, su acción es de coaptación. 3. A más de 90° de abducción, la función de coaptación es constante, y está reforzada por la posición subglenoidea del tendón que impide la luxación inferior de la cabeza hu­ meral por el redondo mayor y el dorsal ancho. Así, constituye una de las bisectrices de recentrado (fig. 8-14A ). La porción larga del bíceps braquial tiene una función variable según el ángulo escapulohumeral: L En la posición de reposo, con el brazo a lo largo del cuerpo, su función es la de descen­ der la cabeza humeral, oponiéndose a la acción de ascenso de la porción corta del bíceps. 2. A 90° de abducción, su función es de coaptación m áxim a, junto con la porción corta. 3. Por encima de 90°, a pesar de la báscula del omoplato, se com porta com o un com po­ nente de luxación inferior de la cabeza humeral. Esta acción está limitada en su am ­ plitud p or el ligam ento transverso bicipital, que tiene un papel de suspensión (fig. 8-14B ). La verdadera función que debe tenerse en cuenta de la porción larga del bíceps, es su papel com o bisectriz vectorial, por la situación de su tendón en medio del ángulo for­ m ado por la unión del m úsculo deltoides (p o r fuera) y el m úsculo coracobraquial y porción corta del bíceps (por dentro). Al realizarse la contracción del músculo deltoides y del coracobraquial y la porción corta del bíceps, se observa un ascenso de la cabeza hu­ meral. Para proteger la cofia de los rotadores de esta sobrecarga m ecánica, la porción larga del bíceps, por su trayecto intraarticular, contrarresta este efecto mediante una ac­ ción de descenso dinámico (fig. 8 -1 4B). Sobre el plano anatómico, las dos bisectrices vectoriales de recentrado con el tendón de la porción larga del bíceps braquial en la parte superior de la cabeza (tubérculo supraglenoideo), y el tendón de la porción larga del tríceps braquial en la parte inferior de la cabeza (tubérculo infraglenoideo) están situadas en el mismo plano parasagital colo­ cado justo en el eje axial del omoplato. De ahí, la importancia de estas estructuras en las inestabilidades inferiores o superiores. Estos dos músculos en el movimiento de abducción, de O a 90° y por encima de 90°, se contrarrestan en sus acciones, pero a 90° ambos tienen una acción de coaptación. El músculo bíceps braquial actúa constantemente contra gravedad y contra resisten­ cia, cambio la acción del tríceps braquial es básicamente contrarresistencia.

BIBLIOGRAFÍA Basmajian JV, De Luca CJ. Musdes Alive, 5.“ ed. Baltimore, Maryland: Williams and Wilkins, 1985; 270-271. Bonnel F. Le concept biom ecanique de l’épaule. Cahiers d’enseignement de la SOFCOT, n° 42. Conférences d’enseignement, 1992. Burkhart SS. Biomechanics o f the rotator cuff. Chap. 1. En: Gazielly DE, ed. The Cuff. T. Thom as, eds. París: Elsevier, 1997. Codman E. The Shoulder. Boston: Thomas Todd, 1934. De La Cafifiniére JY, Mazas E Prothése totale d’épaule. París: INSERM, 1975.

146_______________________________________________________J. Borrell Pedros y J. Puigdellívol Grifell

Friedman RJ. Biomechanics o f the rotator cuff. Chap. 1. En: Gazielly DF, ed. The Cuff. T. Thom as, eds. París: Elsevier, 1997. Gonon GP, Carret JP, Dim net J, Fischer LP. Étude cinématique des articulations de l’épaule. Cahiers d’enseignement de la SOFCOT, n° 22. Biomécanique genérale. Inman VT, Rasston HJ, Saunders JB, Fenstein B, Wright EW Jr. Relation o f human electromyogram to muscu­ lar tensión. Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1952; 4: 187-194. M orrey FM , K ai-N an A. B iom echanics o f the shoulder. Chap. 6. En: Rockw ood CA, M atsen FA, eds. The shoulder. Philadelphia: W B Saunders, 1990. Nobuhara K. The shoulder: Its function and clinical aspects. Tokyo: Igaku-Shoim, 1987. Proubasta I, Gil Mur J, Planell JA. Fundamentos de biomecánica y biomateriales. Madrid: Ergon, 1997.

Capítulo 9

Biomecánica del codo P. G o la n ó Á lvarez , o . F ariñas B a rbera

e

I. Sá e n z N avarro

Introducción La articulación del codo, que une el brazo con el antebrazo, es la articulación intermedia del miembro superior. Permite al antebrazo aproximarse o separarse del brazo, median­ te los movimientos de flexoextensión, y así el miem bro superior puede trabajar a dife­ rentes distancias del cuerpo. A su vez orienta la palma de la m ano, mediante los m ovi­ mientos de pronosupinación. Su movilidad y estabilidad son necesarias para el desarrollo de las actividades cotidianas.

Anatomía La articulación del codo, desde un punto de vista funcional, está compuesta por tres arti­ culaciones diferentes: humerocubital, humerorradial y radiocubital proximal. En las dos primeras se realizan los movimientos de flexoextensión, mientras que en la radiocubital proximal se llevan a cabo los movimientos de pronosupinación (en íntima relación con la articulación radiocubital distal). Sin embargo, el codo debe considerarse, desde un pun­ to de vista anatómico, com o una sola articulación; pues la cavidad articular, la membrana sinovial, la cápsula, así com o los ligamentos son comunes a las citadas articulaciones. Las estructuras óseas que participan en su constitución son la epífisis distal del húm e­ ro y las epífisis proximales del radio y cúbito (fig. 9-1).

Estructuras óseas El húmero presenta distalmente dos superficies articulares, la tróclea humeral y el có n ­ dilo del húmero o capitulum humeri. El canal cóndilo-troclear separa la superficie troclear del cóndilo humeral. La tróclea humeral adopta una forma de polea asimétrica, ya que su borde medial des­ ciende más distalmente. Está recubierta de cartílago hialino y form a un arco de unos 330-340°. Sus dos superficies articulares se hallan separadas por una garganta situada en el plano sagital, que no discurre paralela a éste, sino que se dispone de form a elíptica con una dirección de anterolateral a posteromedial. El cóndilo humeral es un relieve óseo, de forma esferoidea, recubierto de cartílago hia­ lino, que se proyecta anteriormente y se articula con la fosita articular del radio.

148

P. Golanó Álvarez, O. Fariñas Barberá e I. Sáenz Navarro

8 5

Figura 9-1. Derecha. Vista anterior de la epífisis distal del húmero. Izquierda. Vista posterior de la epífisis distal del húmero. 1: tróclea; 2; cóndilo; 3: canal cóndilo-troclear; 4: epicóndilo medial; 5: epicóndilo lateral; 6: fosita radial; 7: fosa coronoidea; 8: fosa olecraniana.

Proximal a la tróclea se localiza una prominencia ósea que proporciona inserción a los ligamentos colaterales cubitales de la articulación y al grupo de músculos flexopronadores, la epitróclea o epicóndilo medial. Lateralmente, y proximal al cóndilo humeral, se en­ cuentra también un relieve óseo, aunque de m enor tam año, denominado epicóndilo o, más correctam ente, epicóndilo lateral. Este relieve óseo proporciona inserción a los liga­ mentos colaterales laterales y a los músculos extensores y supinadores. Justo por encima de ambas superficies articulares, se encuentran tres fosas que permi­ ten alojar relieves óseos de los huesos del antebrazo durante los movimientos de flexoextensión. Anteriormente, y proximal al cóndilo, se localiza la fosita radial que recibe la cabeza radial durante la flexión. Proximal a la tróclea, anteriormente se encuentra la fosa coronoidea, que aloja la apófisis coronoides del cúbito durante el movimiento de flexión del antebrazo, y posteriormente, la fosa olecraniana que, con un propósito similar, reci­ be la punta o pico del olécranon en la extensión del antebrazo. En ocasiones, con más frecuencia en las mujeres y en el lado izquierdo, estas dos fosas, que se hallan en contraposición, son tan profundas que la delgada lámina que las separa está perforada comunicándose entre sí. A pesar de ello, este hecho no parece relacionar­ se con un mayor rango de movimiento. La existencia de las citadas fosas es indispensable para que los movimientos de flexoextensión del codo tengan el rango de amplitud normal (0-140/160°). En conjunto, la epífisis distal del húmero se halla proyectada hacia delante alrededor de 30-45° respecto al eje diafisario, mientras que sus superficies articulares no forman un ángulo recto con el citado eje, sino que se hallan en 6 ° de valgo aproxim adam ente (fig. 9-2, derecha). La epífisis proximal del radio (fig. 9 -3) incluye la cabeza radial, con su fosita articular destinada al cóndilo del húmero y la circunferencia articular (240°) destinada a la esco­ tadura radial del cúbito, el cuello del radio, y la tuberosidad del radio destinada a la in­ serción del tendón del músculo bíceps braquial. La cabeza y el cuello del radio no se hallan en el mism o eje que la diáfisis, sino que forman con ella un ángulo de aproximadamente 15°, opuesto a la tuberosidad del radio. La epífisis proximal del cúbito proporciona la mayor superficie articular, y es respon­ sable de la estabilidad inherente de la articulación. Dicha superficie articular, denomina-

C a p ít u l o 9. Biom ecánica del codo

149

Figura 9-2. Ejes del codo.

-

7

Figura 9-3. Vista anterior de las epífisis proximales del radio y el cúbito. 1: cabeza radial; 2; fosita articular; 3; circunferencia articular; 4: cuello del radio; 5: tuberosidad del radio; 6: escotadura troclear; 7: olécranon, 8: apófisis coronoides; 9: escotadura radial.

da escotadura troclear, y destinada com o es obvio a la superficie articular troclear del hú­ mero, se halla formada en su porción proximal y posterior por una voluminosa apófisis, el olécranon, y en su porción distal y anterior por la apófisis coronoides. El olécranon y la apófisis coronoides proporcionan inserción a los tendones de los músculos tríceps braquial y braquial anterior respectivamente (fig. 9 -3 ). Sus carillas articulares, formadas por cartílago hiahno, no se encuentran en continuidad sino que están claramente dife­ renciadas por un surco desprovisto de cartílago que coincide con el ángulo entre el olé­ cranon y la apófisis coronoides. La escotadura troclear form a un arco aproxim adam ente de 190° y su apertura está orientada hacia delante y arriba de 30 a 45°, presentando también un valgo de 4° (fig. 9-2,

150

P. Golanó Álvarez, O. Fariñas Barberá e I. Sáenz Navarro

Figura 9-4. Forma de las superficies óseas.

izquierda). Esta configuración se com plem enta perfectam ente con la que presenta en conjunto la epífisis distal del húmero. Ello se debe a dos motivos: favorece la flexión re­ trasando el impacto óseo y permite que exista espacio entre ambos huesos para las masas musculares anteriores. Estas condiciones que favorecen la flexión desaparecerían si la epí­ fisis distal del húmero estuviera en el eje diafisario del mismo (fig. 9 -4). En la cara lateral de la apófisis coronoides se encuentra la escotadura radial, destina­ da a articularse con la circunferencia radial, que representa una depresión con un arco de aproximadamente 70° (fig. 9-3).

Cápsula articular La cápsula articular es única para las tres articulaciones integrantes del codo. Sus inser­ ciones se realizan com o se muestra en la figura 9-5. La capacidad articular m áxima se consigue aproximadamente a los 80° de flexión, y es de unos 25-30 mi.

C a p it u l o 9. Biom ecánica del codo

151

Figura 9-5. Inserciones capsulares. Izquierda. Vista anterior. Derecha. Vista posterior. Obsérvese cómo ambos epicóndilos son estructuras extracapsulares.

Figura 9-6. Complejo colateral medial. 1: fascículo anterior; 2: fascículo posterior o de Bardinet; 3: fascículo transverso o de Cooper; 4; tendón del bíceps braquial; 5: tendón del tríceps braquial; 6: tendón del músculo braquial anterior; 7; cuerda oblicua; 8: ligamento anular; 9: cápsula articular.

Ligamentos Consisten en engrosamientos de la región medial y lateral de la cápsula, formando los de­ nominados complejo colateral medial y complejo colateral lateral.

Complejo colateral medial (fig. 9-6) Se origina en la zona medial inferior del epicóndilo medial y se dirige distalmente adop­ tando una forma en abanico. Se distinguen en él tres fascículos: 1. Fascículo anterior. Es el más im portante clínicamente. Se inserta en la cápsula ante­ rior y la cara interna de la apófisis coronoides. Puesto que está situado por debajo del eje de rotación, se encuentra en tensión tanto en flexión com o en extensión. 2. Fascículo posterior o de Bardinet. Se inserta en la cara interna de la escotadura troclear. Sobre él descansa el nervio cubital. Debido a que está situado por debajo y pos­ terior al eje de rotación, el ligamento se tensa en flexión. 3. Fascículo transverso o de Cooper. Su papel funcional es dudoso, puesto que sus fibras cruzan el borde medial de la escotadura troclear desde la apófisis coronoides al olécranon.

152

P. Golanó Álvarez, O. Fariñas Barberá e I. Sáenz Navarro

Figura 9-7. Complejo colateral lateral. 1: fascículo anterior; 2: fascículo medio; 3: fascículo poste­ rior; 4: ligamento anular; 5: ligamento cuadrado de Denucé; 6; tendón del músculo tríceps braquial; 7; cápsula articular; 8: escotadura radial; 9: circunferencia articular.

Complejo colateral lateral (fig. 9-7) Debido a la difícil individualización de sus fascículos durante las disecciones, sus des­ cripciones son variables. En él se distinguen: 1. Fascículo anterior. Desde el epicóndilo lateral alcanza la zona anterior del ligamento anular, en el que se inserta. 2. Fascículo medio. Desde su origen en el epicóndilo lateral se inserta en la zona posterior del ligamento anular. Tiene un importante papel en la estabilidad humerocubital. 3. Fascículo posterior. Desde el mismo origen que los anteriores se inserta en la denomi­ nada cresta del músculo supinador. Es un estabilizador accesorio. 4. Ligamento anular. Desde su origen e inserción en los márgenes de la escotadura ra ­ dial form a las cuatro quintas partes del anillo osteofibroso del trochus radiocubital proximal. Su cara interna se halla recubierta de cartílago hialino para articularse con la circunferencia radial. Su porción anterior se encuentra tensa en supinación y la pos­ terior en pronación. Es un estabilizador de la cabeza del radio. 5. Ligamento cuadrado de Denucé. Consiste en una banda fibrosa que se extiende desde el borde inferior de la escotadura radial al cuello del radio. Participa de forma accesoria en la estabilidad de la articulación radiocubital proximal. Su porción anterior se ten­ sa en supinación y la posterior en pronación.

Cinemática La articulación del codo es una articulación con dos grados de libertad de movimiento: flexoextensión y pronosupinación. Las articulaciones humerocubital y humerorradial permiten los movimientos de flexoextensión, com portándose com o articulaciones de tipo gínglimo. La articulación radiocubital proximal (en estrecha relación con la articu­ lación radiocubital distal), permite los movimientos de pronosupinación del antebrazo,

C a p ít u l o 9 . Biom ecánica del codo___________________________________________________________

com portándose com o una articulación de tipo trocoide. Por este motivo podemos des­ cribir la articulación del codo com o una articulación trocoginglimoide. Debemos señalar, sin embargo, que aunque la articulación hum erorradial es anató­ micamente una articulación esferoidea, su asociación con la articulación humerocubital y radiocubital proximal restringe su movimiento a dos ejes.

Movimiento de flexoextensión Se define la flexión com o el m ovim iento que aproxim a la cara anterior del antebrazo con la cara anterior del brazo, y extensión com o el movimiento de retorno del antebrazo a su posición anatómica. Com o se ha expuesto, el movimiento de flexoextensión se lleva a cabo por las articu­ laciones humerocubital y hum erorradial. El rango de movimiento norm al oscila entre 0° (o extensión com pleta) y 140-146° de flexión, cuando ésta es realizada activamente, aum entado hasta los 160° (flexión m áxim a), cuando lo es pasivamente. Sin embargo, entre los 30 y 130° de arco de movimiento es posible realizar la mayoría de actividades co­ tidianas, es lo que conocemos com o arco funcional del codo. En ocasiones puede obser­ varse en determinados individuos un cierto grado de hiperextensión del codo que, en principio, se considera normal. Este rango de movimiento se halla limitado principalmente por los propios elementos óseos, así com o por otras estructuras periarticulares, tal y com o se expone más adelante. Así, la diferencia entre el valor angular de la superficie articular de la tróclea, que es de 330°, y el de la escotadura troclear del cúbito, que es de 190°, da com o resultado 140°, que no es más que el rango de flexoextensión del codo. Lo mismo puede aplicarse a la dife­ rencia entre la superficie articular de la cabeza humeral de 180° y la de la fosita de la ca­ beza radial de 40°. El eje alrededor del cual se realiza la flexoextensión del codo ha sido m otivo de nu­ merosos estudios, algunos de ellos incluso contradictorios. Estos movimientos de flexo­ extensión se realizan a través de un eje que discurre por el centro de la superficie articu­ lar troclear y que emerge por el centro del cóndilo humeral. Puesto que las superficies articulares no están orientadas formando ángulo recto con el eje diafisario, sino que se hallan en valgo, el eje de flexoextensión se orienta oblicuamente, con su extremo medial situado ligeramente por debajo del lateral (fig. 9-2, derecha). Por ello, y debido a la forma helicoidal de la superficie troclear, el eje longitudinal del húmero forma respecto al eje longitudinal del cúbito, con el codo en extensión completa y el antebrazo en supinación, un ángulo obtuso abierto hacia fuera (en valgo) que se de­ nomina valgo fisiológico. En los adultos, este ángulo tiene de 10 a 15°, y en general es m a­ yor en la mujeres. Este valor puede variar, y en efecto varía (disminuye con la flexión), du­ rante los m ovim ientos de flexoextensión. Sin embargo, este aspecto parece carecer de significado clínico. La desviación en valgo del antebrazo se hace evidente y es fácil de ob­ servar en los individuos que cargan peso. Estudios biomecánicos recientes han demostrado que durante los primeros y últimos grados de flexión (5°), ésta puede acom pañarse de un ligero m ovim iento de rotación axial del cúbito. Los movimientos de flexión están limitados por los siguientes factores: 1. El contacto entre las masas musculares braquiales y antebraquiales com o consecuen­ cia de su contracción durante la flexión activa. Este factor carece de efecto durante la

154

P. Golanó Álvarez, O. Fariñas Barberá e I. Sáenz Navarro

Contacto entre las masas musculares

Figura 9-8. Límites de la flexión.

flexión pasiva por la posibilidad de aplastamiento que existe entre las masas m uscu­ lares, al no estar contraídas (fig. 9-8). 2. El choque óseo entre la cabeza radial y la coronoides con los fondos de sus respecti­ vas fosas de alojamiento, la fosita radial y la fosa coronoidea, respectivamente. 3. La tensión de la cápsula posterior y los fascículos posteriores de los ligamentos cola­ terales. 4. La tensión pasiva del músculo tríceps braquial. Los movimientos de extensión se hallan limitados por los siguientes factores; El contacto del pico del olécranon con el fondo de la fosa olecraniana. La tensión de la cápsula anterior y los fascículos anteriores de los ligamentos colaterales. La tensión pasiva de los músculos flexores.

Movimiento de pronosupinación Con el codo a 90° de flexión (fig. 9-9), se define el movimiento de pronación como el m o­ vimiento de rotación medial que sitúa el pulgar hacia dentro y la palma de la mano hacia abajo. La supinación es el movimiento que comporta llevar al pulgar hacia fuera y la palma de la mano mirando hacia arriba. Debe insistirse en la importancia de valorar estos movi-

Figura 9-9. Movimientos de la mano en pronación y supinación con el codo a 90°. Vista anterior. A. Supinación. B. Posición intermedia. C. Pronación.

B

C a p it u l o 9. Biomecánica del codo

155

mientos con el codo en flexión para evitar la influencia rotacional de la articulación escapulohumeral, que participaría si el codo estuviera en extensión. El rango de movimiento de la pronosupinación es de alre­ dedor de 160-170°, repartidos entre la pronación (80°) y la supinación (85°). Estos valores deben medirse desde una posición de 0°, o posi­ ción intermedia, que consiste en la posición en la que el codo se halla en flexión de 90°, el pulgar mira hacia arriba y la palma hacia dentro. Com o se expone más adelante, el movimiento de pronosupina­ ción precisa dos articulaciones, la radiocubital proximal y la distal. El eje de movimiento, por tanto, deberá reunir ambas articulaciones. Éste se considera que pasa a través del centro de la fosita articular de la cabeza del radio proximalmente, y a través del centro de la superfi­ cie articular de la cabeza del cúbito. Por tanto, se dirige de lateral a medial, y aproximadamente pasa por el dedo meñique (fig. 9-10).

Cinética Los movimientos de flexoextensión y pronosupinación son realiza­ dos gracias a la acción de los músculos que rodean la articulación del codo. Los citados movimientos son el resultado de la acción de más de un m úsculo, pudiendo p articip ar a su vez cada m úsculo en más de uno de tales movimientos, aunque es posible establecer una fun­ ción principal para cada uno de eüos. Además de su papel m otor debe recordarse, tal y com o se ha expuesto, su papel estabilizador. Para poder comprender la acción muscular que llevarán a cabo cada uno de los músculos o éstos en su conjunto, debemos conocer sus lugares de origen e inserción así com o su localización topográ­ fica. Por ello, consideram os im portante recordar su ubicación en cortes transversales en el tercio distal del brazo y en el tercio proxi­ mal del antebrazo (fig. 9-11).

Figura 9-10. Eje de movimiento de pronosupinación.

Músculos flexores La flexión se realiza principalmente por tres músculos: el músculo braquial anterior, el músculo bíceps braquial y el músculo braquiorradial (también denominado músculo supinador largo). El músculo braquial anterior se origina en la cara lateral y medial del tercio inferior del húmero y se inserta en la cara anterior del cúbito, siendo el flexor primario del antebra­ zo. El músculo bíceps braquial se origina en el tubérculo supraglenoideo de la escápula a través de su cabeza larga y en la apófisis coracoides a través de su cabeza corta, y se inser­ ta en la tuberosidad bicipital del radio. Su contracción produce una acción flexora sólo cuando el antebrazo se encuentra en posición neutra, y en especial en supinación, con­ trarrestando así su acción supinadora. El músculo braquiorradial, se origina en el tercio distal del borde lateral del húmero y se inserta en la cara lateral de la apófisis estiloides del radio; actúa sobre todo com o un estabilizador cuando el antebrazo es móvil, y funda­ mentalmente com o flexor cuando el antebrazo se halla fijo.

156

A

P. Golanó Álvarez, O. Fariñas Barberá e I. Sáenz Navarro

B

Figura 9-11. A. Corte transversal en el tercio medio del brazo. B. Corte transversal en el tercio me­ dio del antebrazo. 1: músculo bíceps braquial; 2: músculo braquial anterior; 3: músculo tríceps braquial; 4: músculo braquiorradial.

Com o se desprende de lo expuesto, la posición que presenta el antebrazo (flexión pre­ via, pronosupinación) modifica la ftierza de flexión. Otros músculos del antebrazo, epitrocleares y epicondíleos, pueden actuar com o fle­ xores del codo, aunque de manera accesoria. Sin embargo, ello no sucede si existe ya un cierto grado de flexión. El estudio de las fuerzas que actúan durante la flexión demuestra que a medida que se incrementa la flexión, el brazo de palanca de los músculos flexores mejora con lo cual aumenta su eficacia (fig. 9-12A ), siendo m áxima a 90° para el músculo braquial anterior y bíceps, y a 1 1 0 ° para el músculo braquiorradial.

Músculos extensores El extensor primario del codo es el músculo tríceps braquial. Está compuesto en su ori­ gen por tres cabezas: la larga, originada en el tubérculo infraglenoideo de la escápula y, la lateral y medial, que se originan en la cara posterior del húmero; y da lugar a un tendón que se inserta en la apófisis olecraniana del cúbito. Estudios electromiográficos han de­ mostrado que la cabeza de origen medial actúa com o extensor primario, y las demás ca­ bezas permanecen en fase de reserva. Al igual que ocurría con los músculos flexores, la efectividad muscular del tríceps braquial depende de la posición del codo. Entre 20 y 30° de flexión, la acción del músculo tríceps braquial es máxima, disminuyendo su eficacia en favor de la estabilización articular. O tro pequeño músculo extensor, con frecuencia omitido, es el músculo ancóneo, el cual interviene en la regulación del movimiento de extensión y adquiere una función estabilizadora del codo. En extensión completa, la fuerza ejercida por el músculo tríceps braquial tiende a la luxación posterior del cúbito. Cuando actúa sobre el codo flexionado, el componente de

C a p it u l o 9. Biom ecánica del codo

157

B

Figura 9-12. Variación de las fuerzas de flexión (A) y de extensión (B) al pasar de la extensión a la flexión del codo.

luxación se anula para posteriormente invertirse y coaptar las superficies articulares. En flexión completa, el componente de extensión disminuye, siendo de 20 a 30° de flexión cuando el músculo tríceps braquial alcanza su nivel máximo de eficacia (fig. 9-12B ).

BIBLIOGRAFÍA An KN, Morrey BF. Biomechanics o f the Elbow. En: Morrey BF, ed. The elbow and its disorders. Philadelphia: W B Saunders, 1985. Kapanji lA. Cuadernos de fisiología articular, 4 ? ed. Barcelona: Masson, 1998. Mazas F. Biomécanique du coude. En: Poitout D, ed. Biomécanique orthopédique. París: Masson, 1987. M iralles RC, Puig M . Codo. En: M íralles RC, ed. B iom ecánica clínica del aparato locom otor. Barcelona: Masson, 1998. Simom SR. Ciencias básicas en ortopedia. Ed. esp. Vol. 2. Barcelona: Laboratorios AlmiraU, 1997. Zuckerman JD, Matsen III FA. Biomechanics o f the elbow. En; Nordin MB, Frankel VH, eds. Basic bíom echanics o f the musculoskeletal system, 2 ? ed. Philadelphia: Lea and Febiger, 1989.

■"

■ * .............

• ‘- % ií

» * -

^ 0^ $

.... '

' J"

-

-{f

ÍS ^ ^

Capítulo 10

Biomecánica de la muñeca M. G a r c Ia - E l Ias C os

Introducción La m uñeca es una de las articulaciones biom ecánicam ente más complejas del cuerpo hum ano, pues a la vez que perm ite una gran movilidad, es capaz de soportar im p or­ tantes fuerzas de com presión, cizallamiento y torsión sin desestabilizarse. Movilidad y estabilidad (capacidad de transm itir cargas sin sufrir subluxaciones) son sus carac­ terísticas más esenciales. En este capítulo se expondrá primero brevemente la anatomía funcional de la m uñeca, y a p artir de ahí intentarem os com prender có m o consigue ésta su gran m ovilidad (cin em ática articu lar) sin perder la capacidad de tran sm itir cargas (cinética). La articulación distal radiocubital, aunque está implicada en deter­ minados aspectos de la fisiología articular de la muñeca, no se estudia analizada en este capítulo.

Anatomía Tradicionalmente a los huesos carpianos se los ha agrupado en dos hileras transversales. La hilera proximal está formada, de fuera adentro, por el escafoides, el semilunar y el pi­ ramidal, y la hilera distal, por el trapecio, el trapezoide, el hueso grande y el ganchoso (fig. 10-1). Al pisiforme no se le considera un hueso de la hilera proximal dada su función sesamoidal respecto del tendón cubital anterior. La superficie articular distal del radio es levemente cóncava y está inclinada en dos sentidos: en el plano sagital, existe una inclinación palmar de alrededor de 1 2 °, mientras que en el plano frontal existen 22° de promedio de inclinación hacia el lado cubital. La superficie articular distal del radio (glenoide radial) no finaliza en la articulación radiocubital distal, sino que se continúa medialmente por el discus articularis, también deno­ minado fibrocartílago triangular de la muñeca. Dicha estructura fibrocartilaginosa posee una sección bicóncava, y está encargada, entre otras funciones, de estabilizar la articula­ ción radiocubital, y a su vez de amortiguar las cargas existentes entre la superficie conve­ xa de la cabeza del cúbito con la también convexa parte medial del cóndilo carpiano. En la articulación mediocarpiana se distinguen tres zonas con características articu­ lares distintas: una zona lateral en la que se relaciona una superficie convexa proximal (extrem o distal del escafoides) con una superficie cóncava distal (trapecio, trapezoide y cara lateral del hueso grande); una zona central, cóncava proximalmente (cara interna del escafoides y distal del sem ilunar) y convexa distalmente (cabeza del hueso grande), y

160

M. García-Elías Cos

Figura lO-l. Corte frontal de la muñeca donde pueden observarse los dos niveles óseos del carpo: la hilera proximal, formada por el escafoides [os scaphoideum (S)], semilunar [os lunatum (L)] y piramidal [os triquetrum (Tq)], y la hilera distal, de la cual en este corte sólo podemos observar el hueso ganchoso [os ham atum (H )], el hueso grande [oscapitatum (C)] y el trapezoide [os trapezoideum (Td)]. Entre las dos hileras existe la articulación mediocarpiana, de forma condílea en su porción central. Entre la hilera proximal y el radio [radius{R )] podemos distinguir la articulación radiocarpiana. Separando la articulación radiocarpiana de la cabeza del cubito [ulna (U)] está el fibrocartilago triangular (asterisco).

una zona medial cuyas correspondientes superficies articulares (piramidal y ganchoso) presentan una peculiar forma helicoidal. En la muñeca se distinguen dos tipos de ligamentos: extrínsecos e intrínsecos (fig. 10-2) Los ligamentos extrínsecos unen los huesos del carpo con el radio o el cúbito, mientras que los intrínsecos relacionan los huesos carpianos entre sí. Los ligamentos extrínsecos suelen ser más largos y menos vulnerables a los traumatismos que los intrínsecos. Si bien todos ellos desarrollan en algún m om ento una im portante función estabilizadora, es preciso destacar, por su importancia, los siguientes complejos ligamentosos: 1. Ligamentos extrínsecos radiocarpianospalmares. Tienen su origen en el borde anterior de la estiloides radial y, con un trayecto oblicuo de fuera adentro y de proximal a dis­ tal, envían fascículos al borde proximal del tubérculo del escafoides, a la cara anterior del hueso grande, y a la cara anterior de los huesos semilunar y piramidal. 2. Ligamentos extrínsecos cubitocarpianos palmares. Emergen del borde anterior del fibrocartílago, y también con un trayecto oblicuo, emiten fascículos hacia las caras anteriores de los huesos piramidal, semilunar y hueso grande. Estos últimos, junto a los corres­ pondientes fascículos procedentes del radio, forman la denominada V distal o ligamento

C a p ít u l o 10. Biom ecánica de la muñeca

161

Figura 10-2. Representación esquemática del origen, inserción y dirección de los diferentes fas­ cículos que forman los principales ligamentos de la muñeca, así como de los principales tendo­ nes motores (flechas). No se incluyen los ligamentos intrínsecos interóseos dorsales y palmares (escafolunares, lunopiramidales, etc.). A. Cara palmar. 1: ligamentos extrínsecos radiocarpianos palmares; 2: ligamentos extrínsecos cubitocarpianos palmares; 3: ligamentos intrínsecos mediocarpianos palmares laterales; 4: ligamentos intrínsecos mediocarpianos palmares mediales; 5: ten­ dón cubital anterior; 6: tendón palmar mayor. B. Cara dorsal. 7: ligamentos extrínsecos radiocar­ pianos dorsales; 8: ligamentos intrínsecos mediocarpianos radiales; 9: ligamentos intrínsecos mediocarpianos dorsales; 10; tendones radiales I y II; 11: tendón cubital posterior; 12: tendón abductor largo del pulgar.

3.

4.

5.

6.

arcuato, a diferencia de los fascículos que convergen sobre el semilunar y piramidal, que forman la denominada Vproximal. Entre las dos formaciones, proximal y distal, existe un espacio relativamente débil por lo que respecta a cobertura ligamentosa, denominado es­ pacio de Poirier, donde suelen producirse todas las luxaciones mediocarpianas. Ligamentos extrínsecos radiocarpianos dorsales. Constituyen un amplio conjunto liga­ mentoso de forma triangular y base proximal, que emerge de la mitad interna del bor­ de dorsal del radio, y converge en la cresta dorsal del piramidal. Ligamentos intrínsecos mediocarpianos palmares. Bajo esta denominación se incluyen una serie de fascículos que convergen sobre la cara anterior del hueso grande y gan­ choso, procedentes de la tuberosidad anterior del escafoides (sector lateral), y de la cara anterior del piramidal (sector medial). Ligamentos intrínsecos mediocarpianos radiales. Grupo de fascículos que se originan en la cresta lateral de la tuberosidad del escafoides, y divergen en forma de abanico hacia las caras dorsolaterales del trapecio y trapezoide. Ligamentos intrínsecos mediocarpianos dorsales. Colección de fibras ligamentosas que unen transversalmente el dorso del piramidal, con la cresta dorsal del escafoides y las caras posteriores del trapecio y trapezoide.

162__________________________________________________________________________ M. Garcia-Elías Cos

7. Ligamentos intrínsecos interóseos dorsales y palmares. Todos los huesos pertenecientes a una misma hilera, están relacionados entre sí mediante ligamentos cortos, palmares y dorsales, que garantizan que sus movimientos sean sinérgicos. A diferencia de lo que ocurre en la hilera distal, la elasticidad y disposición de los ligamentos de la hilera proximal permite la existencia de movilidad escafolunar y lunopiramidal independiente. Los huesos de la hilera proximal no poseen inserciones tendinosas directas (fig. 10-2) En realidad, los principales tendones responsables de la movilidad de la m uñeca se in­ sertan o en la hilera distal [cubital anterior (flexor carpi ulnaris) en la apófisis unciforme del ganchoso], o en las bases de los metacarpianos: primer radial (extensor carpi radialis longus) en el dorso de la base del segundo metacarpiano, segundo radial (extensor carpi radialis brevis) en el dorso del tercer metacarpiano, cubital posterior (extensor carpi ulna­ ris) en el dorso del quinto metacarpiano, palmar mayor (flexor carpi radialis) en la cara anterior de la base del segundo metacarpiano, y abductor largo del pulgar (abductor pollicis longus) en la cara dorsorradial del primer metacarpiano. Aparte de dichos tendones, todos los músculos cuyo tendón cruza la articulación de la muñeca también son de algún modo responsables de la movilidad de la muñeca. Todos ellos producen más o menos fle­ xión o extensión y más o menos inclinación radial o cubital en función de la distancia que los separa de los dos ejes principales de movimiento (flexión-extensión e inclinación radial-cubital) (fig. 10-3).

Cinemática articular de la muñeca Al ser la muñeca un complejo pluriarticular, todo movimiento global de ésta debe consi­ derarse com o el resultado de la interacción y acumulación de los movimientos que ocu­ rren en las distintas articulaciones que la com ponen. El conocim iento de la cinemática articular de cada una de esas articulaciones tiene interés porque facilita la interpretación y el adecuado tratamiento de muchos de los trastornos que suceden en ella. En este apar­ tado se explicarán cuáles son los movimientos internos (movilidad intracarpiana) resul­ tantes de la contracción de los diferentes grupos musculares antes mencionados, dividién­ dolos en dos subapartados: movimiento de flexión-extensión y movimiento de inclinación radial-cubital (también llamado de abducción-aducción).

Movimiento de flexión-extensión Se trata de aquel m ovim iento producido alrededor de un eje transversal que perm ite acercar la palma de la mano a la cara anterior del antebrazo o alejarse de ella. Si bien exis­ ten notables variaciones individuales, la flexión activa de la muñeca, con los dedos exten­ didos, raras veces supera los 90°, y es mucho m enor con el puño cerrado (promedio 65°). La extensión activa es algo m enor (promedio 80°), cualquiera que sea la posición de los dedos. La extensión pasiva es m áxim a (promedio 95°) cuando existe una ligera inclina­ ción radial, mientras que la combinación flexión-inclinación cubital pasiva con los dedos extendidos puede llegar a 125°. Toda contracción muscular cuyo tendón esté situado palmarmente al eje transversal de rotación de la muñeca (eje de flexión-extensión) producirá un momento de fuerza fle­ xora sobre la muñeca, proporcional a la distancia que existe entre dicho tendón y el cita­ do eje. Del mismo modo, la contracción de un tendón situado dorsalmente a él, dará lu-

C a p it u l o 10. Biomecánica de la muñeca

163

X --------------

I

I Y’

Figura 10-3. Corte esquemático de la muñeca a nivel de la articulación radiocubital, incluyendo una proyección de los ejes de flexión extensión (X -X ’) e inclinación radial-cubital (Y-Y’). La posi­ ción de los distintos tendones respecto a dichos ejes determina cuál será su función cuando se con­ traigan. Así, por ejemplo, el tendón cubital anterior (1) tendrá una acción flexora proporcional a la distancia a y una acción aductora (inclinación cubital) proporcional a la distancia b; 2: palmar menor; 3: palmar mayor; 4: flexores de los dedos; 5: abductor corto y extensor largo del pulgar; 6: extensores radiales 1 y II; 7: extensor largo del pulgar; 8: extensores de los dedos; 9; extensor propio del meñique; 10: cubital posterior.

gar a extensión (fig. 10-3). Com o los tendones flexores más alejados de dicho eje (el cu­ bital anterior, el palmar menor y el palmar mayor) están situados en la mitad interna de la cara anterior de la muñeca, no es de extrañar que su contracción sinérgica produzca una potente flexión-inclinación cubital de la muñeca. Del mismo m odo, com o los ten­ dones mejor situados para la extensión (extensor largo del pulgar, y primer y segundo ra­ diales) se encuentran en la mitad externa del dorso de la muñeca, toda extensión suele implicar una relativa inclinación radial. Los movimientos de rotación siempre se inician en la hilera distal, y ocurren alrededor de un eje que no es fijo, sino que, com o ocurre en la rodilla, cambia de posición a medi­ da que la muñeca se horizontaliza. El conjunto de ejes parciales de rotación suele conver­ ger alrededor del borde proximal de la cabeza del hueso grande. En dichos desplazamientos los huesos de la hilera distal perm anecen muy unidos, com o si fueran una única unidad funcional. La hilera proximal empieza a flexionarse a continuación, cuando el escafoides es comprimido por el trapecio hacia la cara palmar de la muñeca. El semilunar y el piramidal no empiezan a flexionarse hasta que los ligamen­ tos interóseos escafolunares y piramidolunares se tensan. Según han demostrado diver-

164

M. García-Elías Cos

60%

Figura 10-4. A nivel de la columna central (radio-semilunar-hueso grande), la distribución del movimiento global de la muñeca entre las articulaciones radiocarpiana y mediocarpiana varía según se considere el movimiento de flexión o el de extensión. Así, un 60 % de la flexión global ocurre en la articulación mediocarpiana, mientras que la articulación radiocarpiana es más activa durante la extensión.

SOS estudios, el escafoides, en este movimiento, se flexiona un promedio de 55°, mientras que el semilunar se flexiona sólo 45°, es decir, durante el movimiento de flexión, la ar­ ticulación escafolunar experimenta aproximadamente 10° de rotación intrínseca. El movimiento de extensión se inicia también en la hilera distal, y se propaga a la hi­ lera proximal a través de los ligamentos intrínsecos que cruzan la articulación m ediocarpiana. También en este caso existe una mayor excursión articular del escafoides, con 56° de promedio, que del semilunar, con sólo 31° de promedio. Si sólo consideramos la columna central del carpo (radio-semilunar-hueso grande), durante el movimiento de flexión existe mayor rotación mediocarpiana (60 % ) que ra­ diocarpiana (40 % ), mientras que en el movimiento de extensión los dos tercios del ba­ lance articular de la muñeca se producen en la articulación radiocarpiana, y sólo el ter­ cio restante resulta de la participación mediocarpiana (fig. 10-4).

Movimiento de inclinación radial-cubital (abducción-aducción) Se trata de un movimiento que la muñeca realiza en torno a un eje anteroposterior según el cual, la mano, situada anatómicamente, se acerca o aleja respecto al eje del cuerpo. La inclinación cubital, o aducción, acerca la mano hacia el cuerpo, mientras que la inclina­ ción radial, o abducción, la aleja de éste. El centro de rotación de los movimientos de in­ clinación lateral de la muñeca tam poco es fijo sino móvil, y se localiza alrededor del cen­ tro de la cabeza del hueso grande. La amplitud de la inclinación cubital presenta unos valores variables, según cuál sea el método utilizado para medirla. Si tomamos el tercer metacarpiano com o referencia, la in­ clinación cubital llega con facihdad a 30 o 40°. La amplitud de la inclinación radial, en cambio, no sobrepasa los 15°.

C a p ít u l o 10. Biom ecánica de la muñeca

165

Figura 10-5. En el movimiento de inclinación radial (RD) la hilera proximal del carpo se desliza hacia el lado cubital a la vez que experienta un cierto grado de flexión, mientras que en inclina­ ción cubital (UD) se desplaza lateralmente y extiende. En ambos casos, el movimiento de extensión suele ir acompañado de un cierto grado de pronación del piramidal en inclinación radial, y del escafoides en inclinación cubital. Ello puede comprobarse radiológicamente por el hecho que el escafoides en inclinación radial se encuentra horizontalizado, mientras que en inclinación cubital muestra su mayor altura posible. (Cortesía de M. Garcia-Elias. Radiocarpal joint: Anatomy and Biomechanics. En: Copeland SA, Gschwend N, Landi A, Saffar P, eds. Joint Stiífness of the Upper Limb. London: Martin Dunitz, 1997; 135-142.)

La inclinación cubital aparece cuando el cubital anterior se contrae sinérgicamente junto con el cubital posterior. Los músculos que provocan la inclinación radial, por el con trario, son más num erosos: los dos extensores radiales, cuando actúan sinérgica­ mente con el palmar mayor, el abductor largo del pulgar, y los extensores corto y largo del pulgar (fig. 10-3). Durante la inclinación cubital, la hilera distal sufre una rotación alrededor de un eje anteroposterior que aproxima la base del quinto metacarpiano a la apófisis estiloides del cúbito. Para permitir que el hueso ganchoso se aproxime al cúbito, el piramidal debe rea­ lizar un movimiento de extensión. Ello es posible gracias a la acusada pendiente dorsal de la articulación ganchoso-piramidal, y a la presencia de los potentes ligamentos existen­ tes en la cara anterior de dicha articulación. En efecto, dichos ligamentos evitan que el ganchoso se subluxe dorsalmente extendiendo al piramidal. Este movimiento de exten­ sión se transmite por medio de los ligamentos interóseos al semilunar, y se acompaña de un desplazamiento en el plano frontal de sentido contrario al realizado por la hilera dis­ tal (fig. 10-5). El escafoides sigue ese movimiento de extensión no sólo por su relación

166__________________________________________________________________________ M. García-Elias Cos

con el semilunar a través de los ligamentos interóseos, sino también por la tracción ejer­ cida por los ligamentos intrínsecos mediocarpianos anteriores (fig. 10-2). De ahí que pre­ sente radiológicamente su mayor altura posible. Según se desprende de recientes estudios de laboratorio, durante el movimiento de inclinación cubital, el semilunar se desplaza radialmente 15° y se extiende 5° de promedio. El escafoides, en cambio, se extiende 8° y se desplaza 17° radialmente. La inclinación radial se origina en los huesos trapecio y trapezoide, los cuales, al acer­ carse a la estiloides radial, ejercen presión sobre el escafoides obligándole a flexionarse. Esta flexión puede comprobarse radiológicamente: el escafoides pierde altura y muestra en la proyección anteroposterior el característico signo del anillo. A dicha flexión se le suma un ligero desplazamiento hacia el lado cubital que es seguido por el resto de la hi­ lera proximal. Con ello, el piramidal pierde toda relación con el radio, y el hueso gan­ choso, que sigue al hueso grande hacia el lado radial, pierde en buena parte contacto con el piramidal (fig. 10-5).

Transmisión de cargas a través de la muñeca Toda actividad manual en la cual se necesite contraer algún músculo de la mano, genera­ rá fuerzas axiales a compresión que se transmitirán a los huesos del antebrazo a través de la muñeca. Según se ha podido demostrar analítica y experimentalmente, a medida que esas fuerzas progresan proxim alm ente, se increm entan p or la acción de los diversos músculos y ligamentos estabilizadores de cada articulación que atraviesan. An y cois, demostraron que por cada kilogramo de fuerza realizada con el puño cerrado, el carpo recibe fúerzas a compresión de entre 10 y 14 kg. Dada la magnitud de estas fuerzas, resulta de capital importancia que se distribuyan entre las distintas articulaciones intercarpianas de m odo que no se produzcan concen­ traciones excesivas de ftierza que provoquen una artrosis prematura por sobrecarga. A ni­ vel carpiano, la distribución de las fuerzas no depende de cuál sea su origen (co n trac­ ción m uscular, fuerza extern a aplicada sobre uno o varios m etacarp ian os), ni de su magnitud. En cualquiera de los casos, si la muñeca está en posición neutra, aproximada­ mente el 80 % del total de las fúerzas que llegan a la muñeca son transmitidas al radio, y sólo un 20 % se transmiten a través del fibrocartílago triangular al cúbito. Además, del to­ tal de las fuerzas transmitidas al radio, alrededor del 60 % pasan a través de la articulación radio-escafoides, y tan sólo un 40 % a través de la fosa del semilunar. No obstante, estos porcentajes son muy variables si consideramos inclinaciones distintas de la muñeca. Así, por ejemplo, el fibrocartílago triangular recibe mayor carga en pronación que en supi­ nación, mayor en inclinación radial que cubital, y mayor si se trata de un cúbito largo (variancia ulnar positiva) que si es un cúbito corto. Com o se desprende de diferentes estudios que han utilizado sensores de presión intraarticular, el área de contacto entre los huesos de la hilera proximal y el radio no sobrepasa el 40 % de la superficie total de la glenoide radial. En otras palabras, no existe una per­ fecta congruencia articular entre las superficies articulares del cóndilo carpiano y la gle­ noide radial, sino que se establecen dos zonas de contacto, circulares y de reducido tam a­ ño, independientes para el semilunar y para el escafoides, separadas una de otra por una franja de 3 a 6 mm de superficie sin carga. Dichas áreas de contacto cambian de localiza­ ción con los movimientos de la muñeca: así, por ejemplo, en flexión el contacto se produ­ ce en el tercio anterior de la glenoide radial, y progresa dorsalmente a medida que la m u­ ñeca se extiende. Las presiones registradas en dichas zonas de carga pueden llegar a ser

C a p it u l o 1 0 . B io m e c á n ic a d e la m u ñ e c a

167

de alrededor de 7 MPa (700 g/mm^). Por tanto, la muñeca es una articulación sometida a importantes cargas a compresión que deben ser absorbidas ya sea provocando desplaza­ mientos óseos intracarpianos, con las correspondientes alteraciones en las tensiones capsuloligamentosas, o disipadas proximalmente sobre los huesos del antebrazo.

Mecanismos estabilizadores del carpo Desde un punto de vista biom ecánico, una articulación es estable cuando es capaz de soportar cargas fisiológicas sin que se altere la alineación normal de las superficies arti­ culares que la componen. Decimos, por tanto, que una muñeca es estable cuando consi­ gue mantener su congruencia articular, cualesquiera que sean las fuerzas que la atravie­ sen com o consecuencia de la función normal de la mano. Una muñeca estable es capaz, en un m om ento determinado, de convertirse en una plataforma sólida donde la mano puede apoyarse para realizar, por ejemplo, una fuerza de prensión, o una tracción, o cual­ quier otra actividad similar. Una m uñeca estable no sólo puede hacerlo, sino que ade­ más es capaz de sostener dichas cargas sea cual sea la posición de la m uñeca en el m o ­ mento de la prensión. Ello se consigue gracias a diversos mecanismos.

Mecanismo de estabilización radiocarpiana El cóndilo carpiano se articula con una glenoide radial inclinada hacia el lado cubital y palmar. Los ligamentos extrínsecos radiocarpianos palmares y dorsales evita que se desli­ ce en sentido cubital. Tales ligamentos tienen una dirección obhcua de fuera adentro y de proximal a distal que se opone a que el carpo se desplace hacia el lado cubital. Cuando el carpo es com prim ido contra la glenoide radial, todos estos ligamentos se tensan y p ro­ ducen una coaptación transversal de los huesos de la hilera proximal, con lo cual aum en­ ta su estabilidad (fig. 10-6). La rotura traum ática o degenerativa de dichos ligamentos da lugar a un grave trastorno de la estabilidad carpiana que produce una subluxación glo­ bal de todo el carpo hacia una posición más cubital, con la consiguiente pérdida de fuer­ za por alteración del balance muscular.

Mecanismo de estabilización de la hilera proximal El escafoides, bajo carga axial, y dada su oblicuidad respecto al eje longitudinal de la m ano, tiene una tendencia natural a flexionarse cuando el trapecio intenta acercarse al radio. El piramidal, en cambio, debido la inclinación dorsal de la articulación ganchoso-piramidal y a la presencia del potente ligamento piramidal-ganchoso palmar, suele ex­ tenderse bajo carga axial. Si los ligamentos interóseos escafolunares y lunopiramidales permanecen intactos, a la tendencia a flexionarse del escafoides se le opone la tendencia a extenderse del piramidal y del semilunar con lo que se consigue el equilibrio, y por tanto la estabilidad. Si por causa traumática, degenerativa o inflamatoria los ligamentos escafolunares fra­ casan, el equilibrio se pierde. El escafoides sufre una subluxación rotatoria en flexión. El semilunar, en cambio, es arrastrado por el piramidal hacia una anormal extensión, y en consecuencia el hueso grande pierde su soporte axial natural, y aparece la denominada inestabilidad disociativa escafolunar (fig. 10-7). Si por el contrario son los ligamentos pi-

168

M. García-Elías Cos

Figura 10-6. Bajo carga axial, el cóndilo carpiano no se subluxa cubitalmente, dada la presencia de los ligamentos radiocarpianos palmares y dorsales (1), cuya oblicuidad de fuera adentro y de proximal a distal resulta perfectamente planeada para evitar dicha inestabilidad. Así mismo, la disposición transversa del ligamento transversal dorsal del carpo (2), junto a la acción de los ligamentos interóseos escafolunar y lunopiramidal, resulta especialmente eficaz para evitar que se produzcan separaciones entre los huesos de la hilera proximal, cuando ésta es comprimida por los huesos grande y ganchoso.

ramidolunares los que ceden, el semilunar es arrastrado por el escafoides a adoptar una anorm al flexión palm ar, m ientras que el piram idal tiende a m igrar proxim alm ente. Constituyen las inestabilidades disociativas lunopiramidales.

Mecanismo de estabilización mediocarpiana Com o se ha expuesto, el escafoides posee una tendencia a flexionarse bajo carga axial. Si el escafoides se flexiona, el trapecio tiende a desplazarse en sentido palmar. El hueso gan­ choso, en cambio, dada la oblicuidad dorsal de la articulación ganchoso-piramidal, es obli­ gado a desplazarse dorsalmente. Esta tendencia del trapecio y ganchoso a desplazarse en sentidos opuestos genera un movimiento de rotación axial (pronación) de la hilera distal

C a p ít u l o 1 0 . B io m e c á n ic a d e la m u ñ e c a

169

Figura 10-7. Representación esquemática de una disociación escafolunar. En condiciones normales, el escafoides, dada su oblicuidad respecto al eje del antebrazo, bajo carga axial (1) tiende a flexionarse, mientras que el semilunar y piramidal tienden a extenderse. Si se lesionan completamente los ligamentos interóseos escafolunares, el escafoides sufrirá un colapso en flexión, mientras que el semilunar y piramidal se extenderán de manera anormal. En dichas situaciones, suele producirse una diastasis escafolunar propiciada por la migración proximal del hueso grande (2).

con respecto a la hilera proximal. La lesión de los ligamentos que limitan dicha rotación axial, desencadena una situación de inestabilidad no disociativa mediocarpiana, caracteri­ zada por la pérdida de coordinación de los movimientos de la hilera proximal con los de la distal. La hilera proximal adopta una anormal flexión palmar que sólo se corrige en m á­ xima inclinación cubital, provocando un chasquido articular muy característico.

Mecanismo de estabilización de la hilera distal Com o se ha descrito al explicar la cinemática articular del carpo, existe muy poca movi­ lidad entre los elementos que forman la hilera distal. Bajo carga axial toda ella se despla­ za com o si fuera un único bloque óseo. Su estabilidad transversal se la proporcionan los ligamentos interóseos palmares y dorsales. La rotura, de dichos ligamentos, por lo gene­ ral traumática, provoca casos de una gran inestabilidad, denominada disociativa distal (o axial) de los huesos de la hilera distaP. La estabilidad es, por tanto, una característica esencial de la muñeca que involucra a to­ dos y cada uno de los elementos anatómicos que la forman: elementos óseos, ligamento­ sos, capsulares y musculotendinosos. Cada uno de ellos colabora para conseguir la estabi­ lidad. Si uno de ellos cede, y los demás de alguna manera no logran compensar el defecto, se altera el equilibrio necesario para una adecuada transmisión de cargas, apareciendo un modo u otro de inestabilidad segiin cuál sea el mecanismo que se ha alterado.

BIBLIOGRAFÍA An KN, Chao EYS, Cooney WP. Forces in the normal and abnormal hand. J Orthop Res 1985; 3: 202-211. De Lange A, Kauer JMG, Huiskes R. The kinematic behavior of the human wrist joint: A roentgen-stereo-photogrammetric analysis. J Orthop Res 1985; 3: 56-64.

170__________________________________________________________________________ M. G arda-Elias Cos

Ekenstam FW, Palmer AK, Glisson RR. The load on the radius and ulna in different positions o f the wrist and forearm. A cadaver study. Acta Orthop Scand 1984; 55: 363-365. García-Elías M. Kinetic analysis o f carpal stability during grip. Hand Clinícs 1997; 13: 151-158. García-Elías M. Las inestabilidades del carpo. Rev Ortop Traum 1990; 34IB: 704-713. Kauer JM G. The mechanism o f the carpal joint. Clin Orthop 1986; 202: 16-26. Linscheid RL. Kinematic considerations o f the wrist. Clin Orthop 1986; 202: 27-39. Linscheid RL, Dobyns JH, Beabout JM , Bryan RS. Traumatic instability o f the wrist: Diagnosis, classification and pathomechanics. J Bone Joint Surg 1972; 54A: 1612-1632. Ruby LK, Cooney WP, An KN, Linscheid RL, Chao EYS. Relative m otion o f selected carpal bones: A kinematic analysis o f the normal wrist. J Hand Surg 1988; 13A: 1-10. Sarrafian SK, Melaned JL, Goshgarian GM. Study o f wrist m otion in flexión and extensión. Clin Orthop 1977; 126: 153-159. Viegas SF, Tencer AF, Cantrell J y cois. Load transfer characteristics o f the wrist. Part I. The Normal Joint. J Hand Surg 1987; 12A: 971-978.

Capítulo 11

Biomecánica de la mano V. M. L e a l Se r r a y J. C . G o n z á l e z C a s a n o v a

Se ha dicho, y posiblemente con razón, que el hombre ha conseguido dominar al resto de las especies vivas de la tierra gracias a su cerebro y a sus manos, y esto es así por la exis­ tencia de un pulgar oponible, ya que la función principal de la mano es la prensión y si desde la pinza del crustáceo hasta la m ano del simio realizan una oposición, ninguna puede conseguirlo con la sutileza y precisión de que es capaz la mano del hombre. La mano es además un órgano de recepción sensorial indispensable para el conoci­ miento de los volúmenes y de las distancias, y envía a la corteza cerebral la interpreta­ ción y valoración de las informaciones que recibe.

Ejes de los dedos Cuando dejamos que la mano adopte su posición natural (fig. 11-1 A ), los dedos están algo separados entre sí y el eje de los dedos pasa por el dedo medio, que sirve de referen­ cia a partir de la cual se produce la aproxim ación o separación de los demás dedos. En esta posición existe un paralelismo entre los ejes de los tres últimos dedos y una diver­ gencia entre los de los tres primeros. Al separar los dedos (fig. 1 1 -lB ), el eje de cada uno de ellos converge en un punto que corresponde aproximadamente al tubérculo del escafoides. En la m ano, los m ovi­ mientos de abducción y aducción no se observan en relación con los movimientos de si­

Figura 11-1. Ejes de los dedos.

172

V. M. Leal Serra y ). C. González Casanova

m etría del cuerpo, sino en relación con los movimientos respecto al eje de la mano que pasa por el tercer metacarpiano y al dedo medio que permanece inmóvil; hablamos en­ tonces de movimientos de aproximación o separación de los dedos. Al aproximar los dedos (fig. 1 1 -lC ), sus ejes no son paralelos entre sí, sino que con­ vergen hipotéticamente en un punto situado muy lejos de su borde libre, ya que los dedos son más anchos por la base que por la punta. Al cerrar el puño, con las puntas de los dedos extendidas y el pulgar en aducción (fig. 11- ID ), los ejes de los dedos convergen en un punto situado en la base del talón de la m ano. Es de resaltar que en este caso el eje de los dedos corresponde al dedo índice y a partir de él se hace cada vez más oblicuo hasta llegar al dedo meñique. Esta disposición es indispensable para que todos los dedos puedan m antener la m ism a oposición con respecto al dedo pulgar y realizar una pinza efectiva que permita ejecutar la función pri­ mordial de la mano que es la de prensión.

Articulaciones metacarpofalángicas Las articulaciones metacarpofalángicas (fig. 11-2) son de tipo condíleo, y permiten por tanto movimientos activos de flexoextensión, palmar y dorsal, abducción y aducción y pequeños movimientos pasivos de rotación axial. La cabeza del metacarpiano, convexa en ambos sentidos (1 ), presenta una superficie articular mucho más amplia que la base de la primera falange que es cóncava ( 2 ); pero para conseguir una mayor estabilidad, existe un fibrocartílago glenoideo (3) que se in­ serta en la cara palmar de la base de la falange con una pequeña incisura que le sirve de charnela (4). Así, durante la extensión está en contacto con la cabeza del m etacarpiano aum entando la superficie articular y en los movimientos de flexión, el fibrocartílago se desliza sobre la cara palmar del metacarpiano girando sobre su charnela, lo que permite toda la amplitud del movimiento. Para estabilizar la articulación y garantizar los movimientos articulares, es indispen­ sable una cierta laxitud de la cápsula articular y de la sinovial (5 y 6 ) junto con la acción de los ligamentos laterales que se distienden en la extensión y se tensan en la flexión, im­ pidiendo los movimientos de lateralidad cuando estas articulaciones están flexionadas.

Figura 11-2. Articulaciones metacarpofalángicas. 1: cabeza metacarpiano; 2: base falange; 3: fibrocartílago glenoideo; 4: incisura; 5: cápsula articular dorsal; 6: cápsula articular palmar.

C a p ít u l o 1 1 . Biom ecánica de la m ano_______________________________________________________

La flexión activa casi alcanza 90° en el índice y aumenta de m anera progresiva hasta el meñique cuando se flexionan todos los dedos a la vez, ya que la flexión aislada de un dedo está limitada por el ligamento palmar interdigital. La extensión activa puede alcanzar de 30 a 40° según variaciones individuales fisioló­ gicas, llegando hasta 90° de extensión pasiva en casos de laxitud ligamentosa evidente. El dedo índice posee una mayor amplitud de movimientos de abducción y aducción que pueden llegar aproximadamente a 30°, realizados con independencia de los demás dedos. Esto unido a los movimientos de flexoextensión, dan la resultante de movimien­ tos de circunducción. Debido a esta movilidad privilegiada, el dedo índice ha recibido el nombre de indicador. Las articulaciones m etacarpofalángicas, al ser de tipo condíleo, no poseen m ovi­ m ientos de rotación axial activa, sin embargo, en individuos con laxitud ligamentosa podrían llegar a una rotación axial pasiva de hasta 60°. En el dedo índice, la rotación axial interna puede llegar a 45°, mientras que la rotación axial externa es prácticamente nula.

Articulaciones interfalángicas Las articulaciones interfalángicas son de tipo troclear, y permiten sólo un tipo de movi­ miento que es el de flexoextensión. Al igual que en las articulaciones metacarpofalángicas, la superficie articular que pre­ senta la cabeza de la primera falange es m ucho mayor que la de la base de la segunda fa­ lange, por lo que por las mismas razones biomecánicas, en la base de la segunda falange existe un fibrocartílago glenoideo que en el m om ento de la flexión se desliza sobre la cara palmar de la falange proximal. La carilla articular de la cabeza de la primera falange tiene forma de polea y la carilla articular de la base de la segunda falange tiene dos pequeñas cavidades glenoideas que se adaptan a las carillas de la tróclea. Los ligamentos laterales se tensan en la flexión, lo que unido a un ensanchamiento de la polea falángica, aumenta la tensión de los ligamentos, y proporciona un apoyo más só­ lido a la base de la falange distal. Por tanto, los movimientos de lateralidad en las articu­ laciones interfalángicas proximales son nulos. La flexión activa de las articulaciones interfalángicas proximales sobrepasa los 90°, aumentando desde el segundo al quinto dedo, hasta llegar a 135° en el dedo meñique. La flexión activa de las articulaciones interfalángicas distales es algo inferior a 90°, pero com o en las anteriores, va aum entando desde el dedo índice hasta conseguir 90° en el dedo meñique. La extensión activa de las articulaciones interfalángicas es nula, aunque en las articu­ laciones distales puede haber un m ínim o movim iento de alrededor de 5°, siempre so­ metido a variaciones individuales. La extensión pasiva es nula en las articulaciones interfalángicas proxim ales, pero puede llegar a 30° en las articulaciones interfalángicas distales, sobre todo en individuos con laxitud ligamentosa o en determinadas profesiones que obliguen a una sobrecarga constante de estas articulaciones en extensión. Los movimientos de lateralidad pasivos pueden alcanzar 5° en las articulaciones in­ terfalángicas distales, pero son nulos en las proximales, donde la estabilidad lateral con­ diciona básicamente la potencia de prensión de la mano.

Figura 11-3. Tendones de los músculos flexores y extensores de los dedos. EC: extensor común; FCS: flexor común superficial; FCP: flexor común profundo; LM: lengüeta media; LL: lengüetas laterales.

Tendones de los músculos flexores de los dedos Todos los músculos del antebrazo a excepción del pronador redondo, el supinador corto y el braquial anterior, atraviesan la articulación de la m uñeca y las articulaciones metacarpofalángicas. Los músculos de los tendones flexores de los dedos se originan en la epitróclea humeral y se dirigen hacia la cara palmar. El flexor com ún profundo de los dedos se inserta en la base de la tercera falange, des­ pués de perforar al flexor común superficial que se divide en dos lengüetas en la articu­ lación metacarpofalángica para insertarse distalmente en las caras laterales de la segun­ da falange (fig. 11-3). Parece que sería más sencillo que el tendón profundo terminase en la segunda falange y el superficial en la tercera, sin necesidad de cruzarse en su trayecto, pero desde el punto de vista biomecánico, el ángulo de tracción o ángulo de acercamiento es mayor en esta dis­ posición anatómica, que si estuvieran cada uno de ellos en contacto con el esqueleto has­ ta su inserción terminal. Así aumenta la potencia de flexión de las articulaciones interfalángicas, lo que explica que el tendón que se desdobla sea el superficial y no el profundo. El flexor común superficial de los dedos es flexor de la segunda falange debido a su in­ serción en las caras laterales de ésta y por tanto no tiene ninguna acción sobre la tercera falange. Sobre la primera falange actúa sólo cuando la segunda se encuentra ya comple­ tamente flexionada. Adquiere su máxim a potencia cuando la primera falange está en ex­ tensión por la acción del extensor com ún de los dedos, y llega a soportar pesos superio­ res al peso corporal, com o sucede en los alpinistas cuando están sujetos en una pared sólo con el soporte de los dedos. El flexor com ún profundo de los dedos se inserta en la base de la tercera falange, por tanto es el único encargado de la flexión de la tercera falange, pero en los movimientos normales de la mano, la flexión de la tercera falange obliga a la flexión de la segunda, ya que no existe un extensor selectivo que sea capaz de sostenerla. De esta manera, la flexión activa del flexor profundo aislado, tiene que explorarse con la sujeción en extensión de la segunda falange. Su potencia máxima se adquiere cuando la primera falange se halla en extensión, por contracción del extensor común de los dedos.

C a p ítu lo

11.

B io m e c á n ic a d e la m a n o

175

Los tendones flexores están envueltos por una vaina cilindrica que contiene un líquido sinovial que actúa como lubricante para evitar o disminuir la fricción en los movimientos del tendón contra las prominencias óseas o en los puntos de angulación de las articulaciones.

Tendones de los músculos extensores de ios dedos Los músculos de los tendones extensores de los dedos nacen en el epicóndilo humeral y se dirigen hacia la cara dorsal. Son músculos extrínsecos que transcurren por correderas a nivel de la muñeca y por debajo del ligamento anular posterior del carpo. El extensor común de los dedos, es sólo extensor de la primera falange sobre el metacarpiano, sea cual fuere la posición de la muñeca, y se realiza por la expansión profunda del tendón, diferenciada de la cápsula articular, para ir a insertarse en la base de la pri­ mera falange (fig. 11-3). Su acción sobre la segunda falange, por medio de la lengüeta media, y sobre la tercera falange, mediante las lengüetas laterales, depende de la posición de la muñeca y del grado de flexión de la articulación metacarpofalángica. El extensor propio del índice y el del meñique están unidos al extensor común de los dedos, pero permiten la extensión aislada del índice y del meñique con los demás dedos en flexión.

Acción de los músculos Interóseos y lumbricales (ñg. ii 4) Son fundamentales para realizar los movimientos de lateralidad y de flexoextensión de los dedos. Los movimientos de lateralidad dependen de la dirección del cuerpo muscular, de for­ ma que cuando se dirige al eje de la mano, com o los interóseos dorsales, son los respon­ sables de la separación de los dedos. Cuando se aleja del eje de la mano, com o los inter­ óseos palmares, determinan la aproximación de los dedos. Su acción sobre la flexoextensión de los dedos es la más importante desde el punto de vista biom ecánico, ya que de su complejidad depende la función principal de la mano que es la de prensión.

Figura 11-4. Acción de los músculos interóseos y lumbricales. EC; extensor común; INT: inter­ óseos; LU: lumbricales.

176____________________________________________________ V. M. Leal Serra y J. C. González Casanova

La extensión de los dedos se realiza mediante una acción combinada de sinergia-antagonismo entre el extensor com ún de los dedos, interóseos, lumbricales y flexor com ún superficial.

Acción del extensor común El extensor común de los dedos es extensor de la primera falange y sólo actúa sobre la se­ gunda y tercera, cuando la muñeca y las articulaciones metacarpofalángicas están en flexión.

Acción de los músculos interóseos Los músculos interóseos son flexores de la prim era falange y extensores de la segunda y tercera, dependiendo del grado de flexión de las articulaciones metacarpofalángicas y de la tensión del extensor común de los dedos. Cuando la articulación m etacarpofalángica está en extensión, por la acción del ex­ tensor común, la cubierta dorsal de los interóseos se sitúa en el dorso del cuello del pri­ mer metacarpiano, de manera que los músculos interóseos pueden tensar las expansio­ nes laterales y así extender la segunda y la tercera falanges (fig. 11-4A). Cuando se flexiona la articulación metacarpofalángica, por relajación del extensor co­ mún, la cubierta dorsal de los interóseos se desliza sobre el dorso de la base de la prim e­ ra falange en un recorrido de 7 m m aproximadamente. En consecuencia, los músculos interóseos al actuar directam ente sobre la cubierta dorsal, flexionan con fuerza la p ri­ m era falange, pero las expansiones laterales quedan relajadas por la cubierta dorsal, y pierden por tanto su acción extensora sobre la segunda y tercera falanges (fig. 11-4B). De acuerdo con Bunnel, existe un balance sinérgico entre la acción del extensor co ­ m ún y la de los interóseos sobre la segunda y tercera falanges, de m anera que cuando la articulación metacarpofalángica está en flexión de 90°, la acción extensora de los inter­ óseos sobre la segunda y tercera falanges es nula y la acción del extensor com ún es m áxi­ ma. Pero cuando la articulación metacarpofalángica está en extensión, la acción del ex­ tensor común sobre la segunda y tercera falanges es nula.

Acción de los músculos lumbricales Estos pequeños músculos intrínsecos de la mano, desempeñan un papel esencial en los m o­ vimientos de flexoextensión de los dedos, ya que al estar situados en un plano más palmar que el ligamento transverso intermetacarpiano, tienen un ángulo de incidencia de 35° con respecto a la primera falange, lo que les permite flexionarla aunque ésta se encuentra en hiperextensión. Además, su inserción distal no tiene lugar en la cubierta dorsal, como los inter­ óseos, sino en un plano más dista!, lo que les permite la extensión de la segunda y tercera fa­ langes sea cual sea el grado de flexión de la articulación metacarpofalángica (fig. 11-4C).

Ligamento retinacular Descrito por Landsmeer en 1949, se encuentra a cada lado de la articulación interfalángica proximal, sin ninguna conexión muscular. Se inserta en la cara palmar de la prim e­

C a p it u l o 1 1 . Biom ecánica de la m ano_______________________________________________________

YT1_

ra falange y se dirige a las cintillas laterales del extensor com ún en el dorso de la segunda falange, pasando por delante del eje de la articulación interfalángica proximal, o sea, por su cara palmar. De esta forma, la extensión de la articulación interfalángica proximal ten­ sa el ligamento retinacular y provoca de m anera automática la extensión de la articula­ ción interfalángica distal en la mitad de su recorrido. En situaciones patológicas, la acción de este ligamento es responsable de la deformi­ dad en boutoniére en las lesiones del aparato extensor a nivel de la articulación interfa­ lángica proximal, así com o de la hiperextensión de la articulación interfalángica distal en el grado cuatro de la enfermedad de Dupuytren.

Músculos de la eminencia hipotenar En la eminencia hipotenar encontram os tres músculos que actúan directamente sobre el dedo meñique. Son el oponente, el flexor corto y el aductor. El oponente del meñique actúa sobre el quinto metacarpiano imprimiendo un movi­ miento de flexión y rotación alrededor de su eje longitudinal de m anera que su porción anterior se dirige hacia fuera en dirección al dedo pulgar. Es, por tanto, el oponente real del dedo meñique, com o su nombre indica. El flexor corto del meñique flexiona la prim era falange sobre el primer m etacarpia­ no, al tiempo que separa al dedo meñique del eje de la mano. El aductor del meñique tiene la misma acción que el flexor corto. Son por tanto ab­ ductores del dedo meñique con respecto al eje de la m ano. Son además flexores de la primera falange y extensores de la segunda y tercera en una acción semejante a la de los interóseos dorsales.

Articulación trapeciometacarpiana Se trata de una articulación básica dentro de la biomecánica del pulgar, que integra la lla­ mada columna osteoarticular de éste, compuesta por el escafoides, trapecio, primer m e­ tacarpiano y primera y segunda falanges. Está formada por la carilla articular inferior del trapecio, hueso situado entre el esca­ foides y el primer metacarpiano, que es cóncava en sentido transversal y convexa en sen­ tido anteroposterior. Esta carilla clásicamente definida com o “en silla de m ontar” se arti­ cula con la extremidad proximal del primer metacarpiano (flg. 11-5). El primer metacarpiano, que es el más corto de la mano y que presenta un cuerpo más aplanado en sentido dorsopalmar que los restantes, representa la primera falange de los otros dedos. Su carilla articular para el trapecio también es cóncava en un sentido y con­ vexa en otro. En el trapecio se asientan las inserciones musculares del oponente, del flexor corto y del abductor corto del pulgar, y en ocasiones se inserta el abductor largo. En la base del primer metacarpiano se inserta el abductor largo del pulgar, el exten­ sor corto de éste y el primer interóseo dorsal. Esta articulación de anclaje recíproco, con superficies articulares en forma de silla de montar, permite al pulgar orientarse en relación con el resto de la mano en todos los planos del espacio, ya que el trapecio está fijo y el único que se mueve es el primer metacarpiano. Los movimientos que realiza el pulgar por la articulación trapeciom etacarpiana son de antepulsión y retropulsión y de aducción y abducción.

178____________________________________________________ V. M. Leal Serra y ). C. González Casanova

Figura 11-5. Articulación trapeciometacarpiana.

1. Movimientos de antepulsión y retropulsión. También denominados de anteposición y retroposición. En ellos el primer metacarpiano se dirige hacia delante o hacia atrás, y el pulgar se sitúa por encima de la palma de la mano en la anteposición y a nivel plano de la palma en la retroposición; la amplitud de este movimiento es de 50 a 90°. 2. Movimientos de aducción y abducción. En ellos el primer m etacarpiano cuando reali­ za la aducción se dirige hacia abajo acercándose el pulgar hacia la m ano, mientras que en la abducción el primer metacarpiano se dirige hacia arriba, separándose el pul­ gar de la mano. La amplitud de estos movimientos es de 40 a 50°.

Articulación metacarpofalángica del pulgar Es una articulación de tipo condíleo, que permite en teoría dos tipos de m ovimientos, pero realmente realiza también movimientos de rotación axial tanto activos com o pasi­ vos, lo que le confiere una gran importancia ya que estos movimientos no son habitua­ les en las articulaciones de estas características. Al igual que en las articulaciones metacarpofalángicas de los demás dedos, la cabeza del primer metacarpiano presenta una superficie de contacto articular mucho mayor que la base de la primera falange, pero también ésta se prolonga en su cara palmar por el fibrocartílago glenoideo que tiene la misma misión de ensanchar su superficie articular sin impedir la amplitud de los movimientos, resbalando sobre la cara palmar de la primera falange. Lo que diferencia la articulación metacarpofalángica del pulgar es la presencia de dos huesos sesamoideos en el espesor de la placa palmar, donde se insertan los ligamentos metacarpoglenoideos. Los ligamentos laterales permanecen en una relativa laxitud du­ rante la extensión articular, mientras que durante la flexión se tensan con fuerza. La flexión de la articulación metacarpofalángica del pulgar alcanza sólo 75-80° y la ex­ tensión es nula, incluso la pasiva, en condiciones de normalidad. Los movimientos de lateralidad no existen en esta articulación, pero su ausencia está ampliamente compensada por la gran movilidad de la articulación trapeciometacarpia­ na que permite todos los movimientos en el espacio, siendo el prim er metacarpiano el gran beneficiado al estar el trapecio inmovilizado en la segunda hilera del carpo. Los movimientos de rotación axial, incluso activos, son los que dan carácter a esta ar­ ticulación ya que no son movimientos normales en las articulaciones de tipo condíleo.

C a p ít u l o 1 1 . Biom ecánica de la mano_______________________________________________________ 1 7 9

Articulación interfalángica del pulgar Es de tipo troclear com o el resto de las articulaciones interfalángicas, y permite sólo m o­ vimientos de flexoextensión. La flexión es muy limitada, no alcanza más que 75-80°. La extensión activa es aproximadamente de 5 a 10°; pero la hiperextensión pasiva pue­ de ser muy evidente, llegando hasta 30° en determinadas profesiones com o los esculto­ res o alfareros que utilizan el dedo pulgar para modelar.

Acción de los músculos extrínsecos del pulgar El abductor largo del pulgar es el más anterior de todos los tendones de la tabaquera ana­ tómica. Desplaza el primer metacarpiano hacia delante y hacia fuera, siendo por tanto, abductor del pulgar, pero sobre todo flexor del primer metacarpiano. El extensor corto del pulgar realiza la extensión de la primera falange, pero lleva a am ­ bos directamente hacia fuera por lo que se convierte en el verdadero abductor del pulgar. El extensor largo del pulgar es el extensor de la segunda falange del pulgar sobre la pri­ mera y extensor de la primera falange sobre el primer metacarpiano, pero a su vez lleva al primer metacarpiano hacia dentro y hacia atrás por lo que es también aductor y extensor del primer metacarpiano. El flexor largo propio del pulgar es realmente flexor de la tercera falange sobre la pri­ mera, desempeñando un papel insustituible en este movimiento.

Acción de los músculos intrínsecos del pulgar El aductor del pulgar actúa sobre los tres huesos del dedo. Sobre el prim er m etacarpia­ no, su acción depende de la posición en que se encuentre, así es aductor cuando el primer metacarpiano está en abducción máxim a. Es abductor cuando el primer metacarpiano está en aducción m áxim a. Es antepulsor cuando el prim er m etacarpiano está en retropulsión máxima. Es retropulsor cuando el primer metacarpiano está en antepulsión. Sobre la primera falange, realiza la flexión, inclinación cubital y rotación axial externa. Sobre la segunda falange, realiza la extensión ya que sus inserciones terminales son co ­ munes con las del primer interóseo. El primer interóseo palmar realiza la aducción, flexión de la primera falange y exten­ sión de la segunda. El oponente del pulgar desempeña un papel estabilizador de la mano ya que posee ac­ ciones simétricas a las del oponente del meñique, com o son flexión del primer m etacar­ piano, aducción del primer metacarpiano al segundo y rotación axial en el sentido de la pronación. Su nombre es el adecuado ya que las tres acciones que realiza son necesarias para la oposición. El abductor corto del pulgar tiene múltiples funciones, aducción y antepulsión del pri­ m er metacarpiano sobre el carpo, flexor de la primera falange con inclinación externa y rotación axial, y es también extensor de la segunda falange sobre la primera. Su contrac­ ción proporciona la posición del pulpejo del pulgar en oposición a los de los dedos índi­ ce y medio, por lo que se trata de un músculo esencial para la oposición. El flexor corto del pulgar es flexor de la primera falange sobre el metacarpiano, pero a su vez su acción de aducción y rotación axial son muy marcadas.

180

V. M. Leal Serra y J. C. González Casanova

Figura 11-6. Movimientos de oposición del pulgar.

Movimientos de oposición del pulgar (fig. i i

6)

La función primordial de la mano es la de la prensión. Ésta se realiza por la facultad que tiene el dedo pulgar de oponerse a los demás dedos a m odo de pinza potente, desde el dedo índice hasta el meñique con igual intensidad, gracias a los movimientos coordina­ dos de los músculos de la eminencia tenar y a la desviación cubital de los dedos en fle­ xión, que facilita la dirección de sus ejes hacia el pulpejo del dedo pulgar. La oposición del pulgar resulta de la coordinación de varios movimientos com o son la antepulsión y aducción del primer metacarpiano, junto con la rotación axial del primer m etacarpiano y de la prim era falange. Gracias a este m ovim iento de rotación axial, el dedo pulgar partiendo de una posición inicial en extensión m áxima, con la palma muy abierta, se coloca en una posición intermedia frente al dedo índice y termina en oposición máxima contactando con el dedo meñique. Si observamos el plano de la uña, com proba­ remos que el dedo pulgar ha realizado una rotación de 90 a 120°. El dedo pulgar es el más importante de la mano gracias a su movilidad y a su fuerza, pero sobre todo por su capacidad irremplazable de oponerse a cada uno de los demás de­ dos por igual y a la palma de la mano. Una retracción de la prim era comisura que colo­ que al primer metacarpiano en retroposición, incluso conservando la movilidad de las fa­ langes, convierten al dedo pulgar en un dedo corto y particularmente poco eficaz.

Funciones de la mano

(fig. 11-7)

La m ano tiene múltiples funciones, siendo las más im portantes la de tocar que es una función sensitiva y la de prensión que es una función motora. La posición de los elementos móviles de la mano para asir los objetos y adaptarse a su forma, presenta numerosas combinaciones. Existen varias modalidades de prensión en

C a p it u l o 11. Biom ecánica de la mano

181

Figura 11-7. Modalidades de prensión.

una mano norm al, que se reparten entre las modalidades de fuerza en las que los dedos mantienen los objetos contra la palma de la mano, y las modalidades de precisión reali­ zadas por los dedos con o sin la participación de la palma de la mano. Se exponen a con­ tinuación cada uno de los tipos de prensión. La prensión terminal de los dedos (fig. 11-7A) se realiza por la oposición del pulpejo del dedo pulgar con la punta de los demás dedos, sobre todo el dedo índice o en su defecto el dedo medio. Es una pinza de precisión que se utiliza para coger objetos muy pequeños, com o un cabello o un alfiler y requiere que todos los elementos de la mano estén en per­ fecto estado de funcionalidad, tanto las articulaciones com o los ligamentos o los tendones. Actúan en este caso el flexor largo del índice que fija la tercera falange en flexión y el fle­ xor largo propio del pulgar que hace lo propio sobre la tercera falange del pulgar. La prensión subterminal de los dedos (fig. 11-7B) se lleva a cabo por la oposición del pulgar con cualquiera de los demás dedos, a través de la cara palm ar del pulpejo. Es tam bién una pinza de precisión que sirve para m anejar objetos de m ediano tam año com o puede ser un lápiz, un pincel, monedas, etc. Es importante en este caso que la sen­ sibilidad de los pulpejos de los dedos esté conservada y desde el punto de vista motor, la acción del flexor superficial del índice que fija la segunda falange, y los músculos tena­ res, flexor corto, abductor corto, primer interóseo palmar y sobre todo el aductor, que flexionan la prim era falange del pulgar. Sin embargo, la articulación interfalángica distal puede estar en extensión o incluso en semiflexión fija por una artrodesis. La prensión subtérmino lateral de los dedos (fig. 11-7C) es más grosera que las anterio­ res, pero es fuerte y eficaz. Se realiza entre la cara palmar del pulpejo del dedo pulgar y la cara

182

V. M. Leal Serra y J. C. González Casanova

Figura 11-8. Posición funcional de la mano.

lateral radial del dedo índice. Se utiliza de manera habitual para sostener un Uavín en la ac­ ción de abrir una puerta, pero tiene especial relevancia en los casos de amputación de una o las dos falanges distales del dedo índice, en sustitución de cualquiera de las dos modalida­ des anteriores, por las dificultades inherentes al acortamiento del dedo. Los encargados de llevar a cabo esta acción son el primer interóseo dorsal del índice que fija la posición del dedo y el flexor corto, el primer interóseo palmar y, sobre todo, el aductor del pulgar. La prensión digitopalmar completa (fig. 11-7D ), es decir, con participación de todos los dedos incluido el pulgar en oposición hacia la palma de la mano. Es la modalidad de fiierza por excelencia, capaz de asir o levantar los objetos más pesados, con la ayuda en ocasiones de la posición de la muñeca. Su eficacia está condicionada, aparte del peso, por el volumen de los objetos, ya que su ftierza es tanto mayor cuanto más pueda acercarse el dedo pulgar al resto de los demás dedos. Así se comprende que resulta m ucho más fácil asir con fuerza una raqueta de tenis que una pelota de baloncesto. Son fundamentales para completar esta potente acción en la que participan todos los dedos, los flexores superficiales y profiindos de los dedos, así como los interóseos, que completan entre todos la flexión de la segunda y ter­ cera falanges, sumando su acción a todos los músculos de la eminencia tenar, sobre todo el aductor, y al flexor largo propio del pulgar que flexiona con fuerza la tercera falange. La prensión digitopalmar incompleta (fig. 11-7E) en la que participan todos los dedos en oposición a la palma de la mano, excepto el dedo pulgar, es también una modalidad de fuerza, pero no es tan sólida com o la anterior ya que los objetos más pesados pueden es­ capar en la dirección de la muñeca. Es la que se emplea para manejar objetos de tamaño relativamente reducido com o puede ser el mover una palanca, accionar un volante, suje­ tar un remo, etc. Al igual que en la modalidad anterior se activan los flexores superficia­ les y profundos de los dedos y también los interóseos. La prensión laterolateral de los dedos (fig. 11-7F) es una modalidad accesoria que en general se realiza entre el dedo índice y el medio para sostener objetos pequeños y livia­ nos, com o por ejemplo un cigarrillo o juguetear con un lápiz. El dedo pulgar no partici­ pa. No es una modalidad de fuerza, ni tam poco de precisión, pero en personas que han perdido su dedo pulgar o carecen de él por causa congénita, puede llegar a potenciarse y perfeccionarse en gran manera.

C a p it u l o 1 1 . Biom ecánica de la m ano

183

Es esencial para el norm al funcionam iento biom ecánico de la m ano, la regularización de la fuerza de prensión ya que debe adaptarse al peso del objeto, a su fragilidad, a su superficie más o menos deslizante y a su forma de utilización. Son indispensables las in­ formaciones sensoriales precisas y continuas que llegan desde la mano, para conseguir que los objetos no se nos escapen y al mismo tiempo evitar un exceso de potencia en la garra digitopalmar. La potencia de flexión digitopalmar medida en kg-fuerza con la ayuda de un dina­ m óm etro, es de alrededor de 45 kg en el varón y 25 kg en la mujer. La prensión polidigital entre los pulpejos de los dedos, es de 8 kg en el varón y de 6 kg en la mujer. La prensión lateral de los dedos, es de 7,5 kg en el varón y de 5 kg en la mujer. Hay que señalar que estos valores pueden variar considerablemente según los individuos, la mano dom inan­ te, la edad, etc.

Posición funcional de la mano (fig. ii 8) La posición funcional de la mano es aquella en que la muñeca se encuentra en extensión ligera e inclinación cubital leve, los dedos están ligeramente flexionados, y el pulgar en sem ioposición, a 40° de antipulsión y a 20° de abducción. Es imprescindible tenerla pre­ sente en el m om ento de inmovilizar una mano después de un traumatism o, pero sobre todo en aquellos casos graves en los que se puede prever una anquilosis articular, para conseguir una mano útil con la ayuda de las articulaciones restantes.

BIBLIOGRAFÍA Cailliet R. Mano. El Manual Moderno. México, 1978. Flynn lE. Cirugía de la Mano. Barcelona: Toray S.A., 1977 Kapandji lA. Fisiología Articular. Madrid: Ed. Médica Panamericana, 1998. Simón L, Revel M , Rodineau I. Main et Medicine Orthopedique. París: Masson, 1997. Testut L, Latarjer A. Anatomía Humana. Salvat Editores, 1972 Tubiana R. Traité de Chirurgie de la Main. París: Masson, 1980. Tubiana R, Thom ine IM. La Main. Anatomie fonctionelle et examen clinique. París: Masson, 1990. Zancolli E, Cozzi E. Atlas de Anatomía Quirúrgica de la Mano. Madrid: Ed. Panamericana, 1993.

‘-*v - í 'i l * ¡^

___

:: m } i -*^ ,/'

-tj

i Í * í ; í á í ^ =^^4-í'

'i ««©•^V

^ #•'• ' ■'■ ■

- 'y'J■fii- ■. _ . .'•' -

..-

4,;aí>/.Ei' 'ü - i

-

■ní'- í g j y -

,; ■

■3íí44-f»-l‘^^ i

,r

,

,

c,,-;- í

m

-

--

*

-í.

-r

=

Capítulo 12

Biomecánica de la cadera M. F e r n An d e z -F a ir é n

Recuerdo anatómico La cadera, com o el resto de las articulaciones de la econom ía humana, presenta un alto grado de eficacia en cuanto a su función de movilidad y transmisión de cargas, merced a una adecuada disposición anatómica. El acetábulo se presenta com o una porción esférica, m enor que una hemiesfera si se le quita el borde periférico, de abertura dirigida hacia fuera, hacia delante, form ando un ángulo de 40° con el plano sagital, y hacia abajo, con un ángulo de 60° respecto al plano horizontal. La cabeza femoral constituye dos tercios de esfera, y está cubierta de un cartílago hia­ lino que se adelgaza hacia el surco subcapital, en la unión de la cabeza con el cuello fe­ moral. En cualquier posición de la cadera, el acetábulo está ocupado sólo por dos quintos de la cabeza. Esta “congruencia incongruente” permite, com o es fácil entender, un amplísimo ran­ go de movimientos. Ahora bien, com o la función de la articulación exige además de esa movilidad un grado racional de estabilidad, la profundidad del acetábulo aumenta al es­ tar rodeado por el borde, ya citado. Éste no es ni más ni menos que un ligamento fibro­ so, o m ejor dicho fibrocartilaginoso, que se inserta en el margen óseo del acetábulo, y cubre la cabeza femoral más allá de su línea ecuatorial. Otro ligamento que tiene una función primordial de contención anterior de la articu­ lación, dada la orientación hacia delante del cotilo y del cuello, es el ligamento iliofemoral, o de Bigelow, que se “enrolla” alrededor del cuello femoral, desde la zona periacetabular del ilio hasta la línea intertrocantérica. El tam año, la orientación y la organización subestructural del cuello fem oral, son factores de máxima importancia en la consecución de los fines señalados al principio del capítulo. De la relación diámetro del cuello/diámetro de la cabeza, que en la cadera hu­ mana es aproximadamente de 0,7, depende en gran medida la libertad de movimiento antes de que el cuello choque con el reborde acetabular. La orientación espacial del cuello es el segundo parámetro que debe considerarse al ana­ lizar la anatomía articular en relación con la mecánica de ésta. En efecto, el cuello del fémur forma con el fiaste femoral, es decir, con la diáfisis, un ángulo de 125-135° en el plano frontal, y un ángulo de declinación, entendiendo por tal el formado entre el eje de los cóndilos fe­ morales y el eje del cuello en un plano horizontal, de 1 2 ° de anteversión, por término medio. Esta combinación de abertura anterior del cotilo y anteversión del cuello ya se ha señalado como fiindamental para permitir una gran movilidad articular, sobre todo en flexión.

186

M. Fernández-Fairén

Figura 12-1. La materia ósea se reparte en la pelvis y en el tercio superior del fémur siguiendo el patrón de cargas. Existe una clara correspondencia estructural/funcional.

Esa disposición estructural se coordina con la transmisión de cargas a través de la ar­ ticulación, con una íntima relación y traducción en la ordenación y reparto de los mate­ riales óseos que constituyen dicha estructura. La condensación trabecular posterosuperior que se observa en el cotilo, se continúa a nivel de la cabeza y del cuello con un potente haz de trabéculas que se extiende des­ de el polo superior de la cabeza hasta la cortical posteromedial de la diáfisis. Este haz se conoce com ó medial y a través de él se transmiten la mayor parte de cargas en co m ­ presión, que luego se distribuyen p or la co rtical diafisaria de la localización citada (fig. 1 2 - 1 ). En la zona superior y lateral del cuello existe otra form ación fascicular trabecular, que recibe la denominación de sistema trabecular lateral, y llega hasta la base del trocán­ ter mayor, y es resistente a los esfuerzos producidos por la contracción de la potentísima musculatura abductora. El ahorro de materia que hace la naturaleza en las zonas poco solicitadas, se aprecia también en la cadera, donde entre ambos sistemas trabeculares pueden apreciarse un triángulo claro central cervical, o de Ward, y otro subcapital, o de Babcock. Esta remarcable adaptación biomecánica de la estructura a los requerimientos a que está sometida, fue mostrada por el análisis matemático de Koch, en 1917. Desde entonces se han dedicado a esta articulación numerosísimos trabajos y estudios biomecánicos, y no puede olvidarse que éstos en muchos casos fueron motivados por las cuestiones deri­ vadas de los procesos clínicos que con frecuencia inciden sobre la cadera, y por las dife­ rentes técnicas terapéuticas propuestas y utilizadas.

C a p it u l o 1 2 . Biom ecánica de la cadera______________________________________________________ 1 8 7

Cinemática La cadera es una articulación de encaje esférico (ball-and-socket), con posibilidad de m ovim iento en todas las direcciones. El m ovim iento de la cabeza en el acetábulo se realiza, pivotando alrededor del centro de rotación de la cabeza femoral, mediante el deslizamiento de las superficies articulares entre sí. La dirección de este deslizamiento, en las caderas normales, debe ser tangencial al punto de contacto de las superficies. Si no es así, en estados patológicos, aparecen picos de compresión o distracción en determ i­ nadas zonas, con la consiguiente alteración de las superficies articulares y del patrón ci­ nemático. No se ha efectuado el análisis de los centros instantáneos de rotación respecto a los que se efectúa el correspondiente movimiento de la articulación, dada la dificultad que supo­ ne la realización simultánea del movimiento en tres planos. La cinemática global de la cadera ha sido estudiada mediante métodos fotográficos, electrogoniométricos, acelerómetros, etc., de los que se desprenden datos referentes a los desplazamientos, velocidades y aceleraciones del fémur respecto a la pelvis. Ello tiene una gran importancia para el conocimiento de las posibilidades funcionales de la articulación en particular, y del individuo en general, de su afectación por trastornos patológicos, implantes y “explantes”, la actividad y eficacia de los músculos periarticulares, y las fuer­ zas y momentos que van a aplicarse sobre ella.

Rango de movilidad Com o se ha expuesto, la cadera puede moverse en todos los planos del espacio. Debido a la orientación en anteversión de los dos componentes articulares, la m áxima libertad de m ovim iento se observa en el plano sagital, en el sentido de la flexión, que llega a ser de 140°, mientras que la extensión sólo es de 15°. Las estructuras capsuloligamentosas se relajan con la flexión y se tensan en extensión, impactando por su torsión la cabeza fe­ moral contra el acetábulo, “atornillando” la articulación. En el plano fi-ontal se produce un movimiento de separación, o abducción, respecto al eje longitudinal del cuerpo, que alcanza 30°, y otro de acercamiento, o aducción, que pue­ de ser de hasta 25°. Por último, las rotaciones, en el plano horizontal o transverso, varían según la cadera esté en extensión o flexionada. La rotación externa varía entre 60 y 90° y la interna entre 30 y 60°, dependiendo de su situación en flexión o en extensión. Com o se ha indicado, es importante considerar la íntima relación que tiene la dispo­ sición de la cadera en los diferentes planos con la capacidad de movimiento en ellos y las posibilidades de acoplamiento de esos movimientos. Así, por ejemplo, la elevación anterolateral de la extremidad, flexión-abducción de la cadera, logra su m áxim o desarrollo colocando la cadera en rotación externa, ya que de esa forma el trocánter mayor pasa a ser posterior y no entra en conflicto con el reborde acetabular. En consecuencia de la misma manera que puede hablarse de un aumento de la amplitud del movimiento al combinar las rotaciones y la flexión, cabe hacerlo con la asociación abducción-flexión-rotación ex­ terna. La movilidad m áxim a que puede ostentar la cadera acoplando los sentidos simples de movimiento descritos, se expresa gráficamente por el cono de circunducción, o cono m áxim o generado por un punto distal sobre la extrem idad inferior que se mueve to ­ mando com o centro o vértice la articulación de la cadera (fig. 1 2 - 2 ).

188

M. Fernández-Fairén

Evidentemente, durante la vida cotidiana no se utiliza ese grado extremo de libertad de movimientos, que sólo es totalmente necesario en actividades muy específicas com o la gimnasia rítmica o el ballet. Si se analiza un gesto tan común y repetido com o es la marcha, el momento de máxi­ m a flexión, 35-40°, corresponde al final de la fase oscilante del paso. En cambio, la cade­ ra está en extensión máxima, 5-10°, al despegar el talón. En el plano frontal, puede existir una variación de 3° de aducción a 7° de abducción, aproximadamente. La fase de carga se realiza con una discreta aducción, a la que se pasa desde el cierto grado de abducción adoptado durante la fase oscilante, máximo en su co­ mienzo justo después del despegue de los dedos. Asimismo, la cadera se encuentra en rotación interna durante la fase de apoyo, desde justo antes del ataque del talón, y en ro­ tación externa en la fase oscilante, con un promedio de rotación global de 13°. Johnston y Smidt (1970) midieron el rango de movimiento que necesitaba la cadera para llevar a cabo distintas actividades. La m áxim a movilidad en el plano sagital, en el sentido de la flexión, se registraba al agacharse para atarse los zapatos y al ponerse en “cu­ clillas” para coger un objeto del suelo. En los planos horizontal y frontal, el movimiento desarrollado era máximo al atarse el zapato con una extremidad inferior cruzada sobre la otra. Com o conclusión de dicho trabajo, puede decirse que para realizar sin problemas los gestos habituales de la vida diaria la cadera precisa 1 2 0 ° de flexión, 2 0 ° de abducción y otros 2 0 ° de rotación externa (tabla 1 2 - 1 ).

C a p it u l o 1 2 . Biom ecánica de la cadera

189

Tabla 12-1. Rango de movilidad de la cadera necesario para algunas actividades de la vida diaria Actividad

Plano de m ovim iento

Grados

Subir escaleras

Sagital Frontal Horizontal

67 16 18

Bajar escaleras

Sagital

36

Sentarse y levantarse de una silla

Sagital Frontal Horizontal

104 20 17

Agacharse para coger un objeto del suelo

Sagital Frontal Horizontal

117 21 18

Ponerse en “cuclillas”

Sagital Frontal Horizontal

122 28 26

Atarse el zapato con el pie en el suelo

Sagital Frontal Horizontal

124 19 15

Atarse el zapato con la pierna cruzada sobre el muslo opuesto

Sagital Frontal Horizontal

110 23 33

Tomada de Johnston y Smidt (1970).

Músculos motores de la cadera Los grupos musculares periarticulares actúan de manera coordinada y alternativa, en un juego de agonistas-antagonistas, para conseguir la indicada eficacia de movimiento. Al mismo tiempo, son estabilizadores de la articulación y la convierten en el fulcro sobre el que la extremidad inferior y el tronco tomarán apoyo en el cumplimiento de su función. El flexor principal es el psoas, y actúan com o auxiliares el recto anterior, el sartorio, el pectineo y el aductor medio. El glúteo mayor, los isquiotibiales y el aductor mayor son ex­ tensores. C om o abductores hay que citar a los glúteos medio y menor y al tensor de la fascia lata, en tanto que la aducción está producida por los aductores, el pectineo y el recto interno. La cadera rota externamente por la acción del glúteo mayor, el cuadrado, los obtura­ dores externo e interno y los gemelos. La rotación interna es promovida por el tensor de la fascia lata y las fibras anteriores del glúteo menor. Además de esa acción principal ejercida por cada uno de los músculos citados, todos ellos tienen un efecto rotador, que es mayor o m enor según la situación de su línea de acción respecto al centro de la cabeza femoral. Y, com o es lógico, en ello desempeña un papel determinante la posición inicial de la articulación. Por ejemplo, la acción rotadora externa del glúteo mayor es m ucho más acusada con la cadera en flexión. En extensión, los glúteos medio y m enor son abductores, y sus fibras anteriores o posteriores pueden ayudar en la rotación interna o externa, respectivamente. En cambio, en flexión, ambos glúteos pasan a ser predominantemente rotadores internos.

190_________________________________________________________________________M. Fernández-Fairén

También debe tenerse en cuenta que en la fuerza o m om ento producido por la con­ tracción de esos músculos interviene no sólo su volumen sino su brazo de palanca res­ pecto al centro de rotación de la cadera. Comparando los mom entos generados por los grupos antagonistas, la relación flexores/extensores es de 251/290, la de abductores/aductores de 347/210, y la de rotadores externos/rotadores internos de 146/54, en extensión. La potencia de la rotación externa es tres veces mayor que la de la interna, en la posi­ ción acotada, pero puede modificarse si se flexiona la cadera, con lo que mejora la efica­ cia rotadora interna de los glúteos menor y medio, com o se ha expuesto.

Cinética Sobre la cadera gravita el tronco y a su alrededor actúan diversos grupos musculares que prom ocionan su estabilidad, el equilibrio estático y dinámico del tronco sobre la extre­ midad inferior, y la función móvil de ésta. Todo esto supone la producción y aplicación sobre ella de una serie de fuerzas y momentos. El conocimiento y la valoración de esas fuerzas se ha realizado por diferentes métodos, considerando la situación estática, dinámica, de manera experimental cargando especí­ menes cadavéricos, o realizando mediciones directas in vivo. De todos estos trabajos se obtienen un gran núm ero de datos, no siempre co n co r­ dantes, ni tan siquiera congruentes, pero que analizados minuciosamente dan cierta luz al problema.

Fuerzas aplicadas sobre la cadera A partir de los datos antropom étricos aportados por Braune y Fischer, Pauv^els (1 9 7 6 ) calculó, las fuerzas que actúan en la cadera en equilibrio estático bipodal y en la fase de apoyo pleno m onopodal de la m archa, cuando el centro de gravedad del cuerpo pasa por el mismo plano que el centro de rotación de la cadera. De esta manera, reduce el pro­ blema a un simple análisis de fuerzas en dos dimensiones. La fuerza de reacción experimentada por la articulación resulta de la suma del peso del cuerpo, que provoca un momento aductor sobre la cadera, y de la fuerza producida por la contracción de la musculatura abductora, que neutraliza dicho m om ento (fig. 12-3). La resultante aplicada sobre la cadera dependerá de la magnitud de sus componentes y de sus distancias al centro de la articulación. El brazo de palanca de los abductores será m a­ yor en una coxa vara que en una coxa valga, por lo que la potencia de su contracción, para equilibrar la carga gravitatoria, podrá ser m enor en aquel caso que en éste. La resultante, pues, disminuirá al hacerlo la tensión abductora. Según este autor, la fuerza de reacción equivaldría a 2,92 veces el peso corporal en la estación monopodal estática, y alcanzaría 4,5 veces el peso corporal en la fase de apoyo m onopodal de la m archa, por el carácter dinámico de ésta. Estos resultados son simila­ res a los obtenidos por Inman y por Blount (tabla 12-2). En cualquier caso, tal y com o se desprende también del estudio de Pauwels, una varia­ ción en los brazos de palanca con la que actúan las fuerzas, modifica de m anera conside­ rable el valor de dicha carga. En efecto, com o ha recalcado y estudiado Frankel (1980), la relación entre el brazo de palanca de los abductores y el del peso corporal tiene una im ­ portancia capital en la determinación de la magnitud de la fuerza de reacción articular en la cadera (fig. 12-4).

191

C a p it u l o 12. Biom ecánica de la cadera

Figura 12-3. La fuerza resultante sobre la cadera (R) está determinada por el valor del peso corporal (P), que genera un momento aductor proporcional a su brazo de palanca (D) respecto al centro de la cadera, y a la fuerza generada por la contracción de la musculatura abductora (M ), que equilibra el mencionado momento actuando según un brazo de palanca d.

Tabla 12-2. Fuerzas aplicadas sobre la cadera según diferentes autores Actividad

N úm ero de veces el peso corporal

Pauv\íels (1976)

Apoyo monopodal (estático) Fase de apoyo de la marcha

2,92 4,5

Inman (1947)

Apoyo monopodal (estático)

2,4-2,6

Blount(1956)

Apoyo monopodal (estático)

3,4

Rydell (1966)

Apoyo monopodal (estático) Marcha

2,9 3,27

SeiregyArvikar(1975)

Marcha (casi-estática)

5,4

Autor

Del trabajo de Frankel (1960) puede extraerse otra deducción interesante. Debido a la tendencia a la aducción de la cadera en carga y a la contracción simultánea de los ab­ ductores, la solicitación del cuello es compresiva en toda su sección, lo cual es perfecta­ mente asumido por su doble sistema fascicular trabecular, ya mencionado al comienzo

192

Figura 12-4. La fuerza de reacción sobre la cadera R (en número de veces el peso corporal) depende estrechamente del brazo de palanca de la musculatura abductora (d) [en relación con la distancia (D) del eje gravitatorio al centro de la cadera]. Su relación con el ángulo de aplicación de esa fuerza muscular, comprendido entre 10 y 50° según el caso, es mucho menos variable.

M. Fernández-Fairén

d /D

del capítulo. Así, la extremidad proximal del fémur afronta de la manera más favorable posible los esfuerzos a los que está sometida, y se evitan la flexión del cuello y las solici­ taciones en tracción que aparecerían en la zona superior del cuello si su orientación fue­ ra más en varo o los glúteos no funcionasen. Rydell (1966) realizó mediciones in vivo de dicha fuerza articular, en pacientes a los que implantó una prótesis de Austin Moore instrumentada con galgas. El valor m áximo registrado fue de 4,33 veces el peso corporal cuando el paciente corría. Ese valor dismi­ nuía a 3,27 veces el peso corporal en la fase de apoyo monopodal de la marcha llana, y era menos de la mitad en la fase oscilante. En apoyo estático m onopodal, la fuerza experi­ m entada p or la cadera era de 2 ,9 veces el peso corp oral. C om o puede observarse, la fuerza articular se incrementaba de m anera significativa al aumentar la actividad m uscu­ lar del individuo según sus prestaciones funcionales. Paul (1967), en sus estudios con plataforma dinamométrica, ha cuantificado la fuer­ za de reacción articular de la cadera en las diferentes fases de la marcha, en el varón y en la mujer, en relación con la contracción de los distintos grupos musculares registrada electromiográficamente. Fundamentalmente, se aprecian dos picos de carga durante la fase de apoyo, que co­ rresponden a la acción de los abductores que estabilizan la pelvis en ese equilibrio m o­ nopodal. El primer pico, de 2,3-3,2 veces el peso corporal de promedio, aparece jiisto des­ pués del apoyo del talón, y el segundo, previamente al despegue de los dedos. Entre esos

C a p it u l o 12. Biom ecánica de la cadera

193

Figura 12-5. Vectores de carga en el plano frontal y en el sagital, en el apoyo del talón (flecha llena) y en el despegue de los dedos (flecha de trazos).

dos instantes, en el apoyo plantar, la fuerza desciende hasta ser aproxim adam ente el peso corporal, valor en el que se encuentra, o incluso algo menor, en la fase oscilante, al decelerar los extensores. Debe detectarse la enorme variación de magnitudes registradas, que tienen casi un ca­ rácter individual, sin duda debido a las considerables diferencias personales en la relación longitud del paso/altura del individuo. Por este factor, además de otros, com o la mayor anchura de la pelvis, el menor ángulo cervicodiafisario, o variaciones en el patrón gene­ ral de la marcha, el esquema de cargas en la mujer es similar al del varón, pero con nive­ les de carga inferiores. Una aportación importante del trabajo de Paul (1976) ha sido la determinación de la dirección del vector de carga en su incidencia sobre la cabeza femoral. En el plano fron­ tal, dicha fuerza varía, en la fase de apoyo monopodal, desde 2 1 ° respecto a la vertical des­ pués del apoyo del talón, hasta 12,5° antes del despegue de los dedos, ambos ángulos de seno superomedial. En el plano sagital, en el apoyo del talón la resultante forma un án­ gulo de 1 2 ° con la vertical, de seno anterior, mientras que en el despegue de los dedos di­ cho ángulo es de 7° y de seno posterior a la vertical (fig. 12-5). Los cálculos realizados con posterioridad por otros autores concuerdan con los datos de Paul, validándolos en lo esencial. En esta referencia a las fuerzas que debe soportar la cadera, hay que hacer mención a dos cuestiones que tienen un gran interés práctico. Por un lado, los grandes esfuerzos que

194_________________________________________________________________________ M. Fernández-Fairén

se producen en actividades aparentemente poco exigentes, com o incorporarse sobre los codos y las extremidades inferiores en la cam a, o elevar la extremidad sobre el plano de ésta, medidos en fracturas del cuello de fémur sintetizadas con implantes instrumentados con galgas extensométricas. En segundo lugar hay que citar la considerable descarga que para la cadera supone el uso de un bastón, con preferencia en el lado contrario a la cadera afectada. Dicha ayuda externa equilibra la pelvis, y disminuye enormemente la necesidad de contracción de la musculatura abductora para suministrar ese equilibrio e impedir el desplome contralateral del tronco. Tal com o se ha expuesto, la reducción de cualquiera de las componentes de la fuerza de reacción articular, y la fuerza desarrollada por los abductores lo es, dismi­ nuye la magnitud de la resultante aplicada sobre la cadera y, por tanto, el nivel de solici­ tación articular.

Solicitaciones en la cadera Conocidas las cargas que gravitan sobre la cadera, las solicitaciones en la cadera depen­ derán de aquéllas y de la superficie en la que se repartan. A su vez, esta superficie de car­ ga equivaldrá, en mayor o m enor medida según lo uniforme de dicha distribución, a la superficie de contacto entre la cabeza del fémur y el acetábulo. Y, además, este contacto será fruto de la congruencia de ambas estructuras, en primer lugar por su form a y en se­ gundo lugar por su deformabilidad. La cabeza femoral tiene forma de una esfera casi perfecta, tal y com o mostraron Hammond y Charnley en un cuidadoso estudio con siete métodos diferentes. Las desviaciones prom edio de circularidad en los cortes sagital, frontal y transverso, son de 1 ,2 ,0 ,0 4 y 0,6 % respectivamente, en cabezas de alrededor de 50 m m de diámetro. También el ace­ tábulo muestra cierta tendencia de orden más arciforme que la cabeza femoral. O tra cuestión es la congruencia entre esas dos estructuras. Para que sea posible la realización de un movimiento de rotación de una respecto a la otra, es preciso que exista un espacio evolutivo entre las superficies. No pueden concebirse dos esferas concéntri­ cas con el mismo radio. La congruencia se restablece en cierta medida por la deformabi­ lidad de los materiales, es decir, del conjunto osteocondral. Al aplicar una carga sobre la articulación, el cartílago experimenta una deformación “instantánea”, que de hecho ocurre en unas pocas centésimas de segundo. A esta defor­ mación inicial le sigue una fase de fluencia rápida en un principio, que disminuye p ro­ gresivamente con el paso del tiempo y se hace mínima al cabo de treinta minutos. Así es posible que la cadera no sea en realidad un sistema esférico perfectamente congruente, incom patible p or otra parte con el m ovim iento y con la nutrición del cartílago, sino más bien incongruente: una especie de revolución ojival cotiloidea recubriendo una ca­ beza femoral que tiende a la esfericidad. La deformabilidad de la interfase condral mejo­ ra la situación de concordancia y contacto de las superficies articulares. Las áreas de contacto variarán pues con la form a de la cadera y con el estado y p ro­ piedades mecánicas del cartílago que la cubra, pero además y en gran medida según cuál sea la magnitud de la carga aplicada sobre la articulación. En efecto Greenwald y Haynes (1 972) determinaron y midieron las áreas de contacto en una serie de especímenes ca ­ davéricos adultos. Cargaban las caderas con 1,6 veces el peso corporal, y otras con sólo 0,2 veces dicho peso. Con la carga mayor, obtuvieron unos contactos de entre 2 2 ,1 9 y 3 3,68 cm^, con un prom edio de 2 6,77 cm^, lo que equivalía de m anera aproxim ada al 70 % de la superficie articular total de la cabeza femoral. Topográficamente, se incluían en

C a p it u l o 12. Biom ecánica de la cadera

195

Figura 12-6. Las solicitaciones en la cadera aumentan conforme lo hace la fuerza de reacción articular, con una distribución periférica para valores pequeños de carga, con un casquete polar libre de ella (izquierda), una situación equipotente (centro) en la que carga por igual toda la superficie articular al incrementarse la fuerza aplicada, y una importante y desfavorable carga polar en incrementos mayores de aquélla (derecha).

dicho contacto las zonas anterior, superior y posterior de la cabeza. Con la carga reduci­ da disminuía el área de contacto, desapareciendo en la zona superior de la cabeza. Esta relación magnitud de carga-amplitud del contacto-reparto topográfico de éste, ob­ servada por todos los autores que se han ocupado del tema, diferencia, de manera esque­ mática, tres situaciones de base. Bajo pequeñas cargas, el contacto se reduce, y las solicita­ ciones se reparten por la periferia, “paraecuatorialmente”, en una especie de corona. Si se incrementa la fuerza aplicada, el polo superior de la cabeza participa en el contacto, que pasa a ser mayor, en forma de casquete esférico, y las solicitaciones se igualan al máximo en toda la zona de contacto. Por último, si la carga se incrementa aún más, se mantiene el contacto global y en la zona polar superior se produce un importante pico tensional (fig. 1 2 - 6 ). En general, y en el conjunto de todas las actividades, el reparto de solicitaciones sobre la articulación tiende a ser uniforme entre todas las zonas, lo cual se traduciría en el patrón trabecular armonioso de las caderas normales. No obstante, hay que matizar un poco. Las zonas periféricas reciben ese nivel tensional de manera más igual y uniforme que la zona polar, en la que las presiones sufren grandes oscilaciones, de casi nulas o picos enormes. La cuantificación de las solicitaciones experimentadas por la cadera, y que dependen de los datos mencionados, las coloca en niveles que pueden asumirse por las estructuras tisulares que la forman, com o es lógico y esperable. Greenwald y O ’Connor (1971) esta­ blecieron un promedio de 2,2 MN/m^, durante la marcha. Freeman (1979) en su trabajo obtiene valores de 1,98 MN/m^ y de 2,92 MN/cm^, para dos caderas normales dotadas de cartílago íntegro. En la misma hnea se encuentran Day y cois. (1 9 7 5 ), que estiman es­ fuerzos entre 1 y 2 MN/m^, con cargas de hasta tres veces el peso corporal.

196_________________________________________________________________________ M. Fernández-Fairén

En este sentido, es importante el trabajo de Brown y Shaw (1983) que, con 24 capta­ dores piezoeléctricos, registraron, para una carga aplicada de 2 .700 N, una solicitación media en la cadera de 2,92 MN/cm^, y un pico local máxim o de 8 , 8 MN/m^. La coxa valga, y en general todas las situaciones que conllevan una cobertura insufi­ ciente de la cabeza femoral por parte del acetábulo, com o las displasias cotiloideas, pro­ vocan una disminución del área de contacto y una concentración polar de tensiones. Esto unido al mayor esfuerzo realizado por la musculatura abductora en esas caderas en valgo, com o se ha expuesto antes, produce una sobrecarga polar superior, que se traduce ra­ diológicamente en un casquete de condensación trabecular en esa zona. El análisis de la respuesta del cartílago y el hueso a situaciones de hipersolicitación o de estrés, se expone en los capítulos correspondientes a esas estructuras. Basta aquí se­ ñalar que cada estado patológico en el aparato locom otor tiene una base, causa y/o efec­ to, en que es patente la alteración de la mecánica normal. Por ello, el conocimiento de la cadera normal, que se presenta com o una articulación con cierto grado de incongruen­ cia y deformabilidad, según el nivel de carga, perfectamente dispuesta para soportar de m anera racional y equilibrada las solicitaciones que gravitan sobre ella y que, gracias a ello, permanecen dentro de límites tolerables por la resistencia de las m acro y m icroestructuras participantes, es fundamental para abordar la patogenia y el tratam iento de los trastornos, con las consecuencias prácticas que de ello se derivan.

BIBLIOGRAFIA Blount WP. Don’t thron away the cañe. J Bone Joint Surg 1956; 38A: 695-708. Brown TD, Shaw DT. In vitro contad stress distributions in the natural hip. J Biomech 1983; 16: 373-384. Bullough PG, Goodfellow JW, Greenwald AS, O ’Connor JJ. Incongruent surfaces in the human hip joint. Nature 1968; 217: 1290. Crowninshield RD, Johnston RC, Andrews JG, Brand RA. A biom echanical investigation o f the human hip. I Biomech 1978; 11:75-85. Day W H, Swanson SAV, Freeman MAR. Contact pressures in the loaded human cadaver hip. J Bone Joint Surg 1975; 57B: 303-313. Denham RA. Hip mechanics. J Bone Joint Surg 1959; 41B: 550-557. Frain Ph. Biom écanique de la hanche nórm ale. En: Biom écanique Générale. Cahiers d’enseignem ent de la SOFCOT, n.° 22. París: Expansión Scientifique Fran 9aise, 1985. Frankel VH. The femoral neck: Function, fracture mechanism, internal fixation. Springfield: Charles C Thomas, 1960. Frankel VH, Nordin M. Basic biomechanics o f the skeletal System. Philadelphia: Lea and Febiger, 1980. Freeman MAR. Adult articular cartilage. London: Pitman Medical, 1979. Greenwald AS, Haynes DW. Weight-bearing areas in the human hip joint. J Bone Joint Surg 1972; 54B: 157-163. Greenwald AS, O’Connor JJ. The transmission o f load through the human hip joint. J Biomech 1971; 4:507-528. Hammond BT, Charnley J, The sphericity o f the femoral head. Med Biol Eng 1967; 5: 445. Inman VT. Functional aspects o f the abductor muscles o f the hip. J Bone Joint Surg 1947; 29: 607-619. Johnston RC, Smidt GL. Measurement o f hip joint motion during walking. Evaluation o f an electrogoniometric method. J Bone Joint Surg 1969; 51A: 1083-1094. Johnston RC, Smidt GL. Hip motion measurement for selected activities o f daily living. Clin Orthop 1970; 72: 205-215. Kapandji lA. Cuadernos de fisiología articular. Tomo IL Barcelona: Toray Masson, 1970. Murray MP. Gait as a total pattern o f movement. Am J Phys Med 1967; 46; 290-333. Paul JP. Forces transmitted byjoin ts in the human body. Proc Inst Mech Eng 1967; 181(3J): 8. Paul JP. Forcé actions transm ittedbyjoints in the human body. Proc R S o c London (Biol) 1976; 192B: 163-172. Pauwels F. Biomechanics o f the Normal and Diseased Hip. Berlín: Springer Verlag, 1976. Rydell N. Forces in the hip joint. II, intravital studies. En: Kenedi RM, ed. Biomechanics and Related Bio-Enginearing Topics. Oxford, Edinburgh: Pergamon Press, 1965; 351-357. Rydell N. Forces acting on the femoral head prosthesis. Acta Orthop Scand 1966; Supl. 88. Seireg A, Arvikar RJ. The prediction o f muscular load sharing and joint forces in the lower extremities during walking. J Biomech 1975; 8: 89-102. Walker PS. Human joints and their artificial Replacements. Springfield: Charles C. Thomas Publisher, 1977.

Capítulo 13

Biomecánica de la rodilla A . ViLADOT VOEGELI

La rodilla constituye un elemento fundamental y necesario, dentro de la cadena cinética de la extremidad inferior, para permitir al individuo realizar con normalidad activida­ des tan vitales com o la marcha, la carrera, subir o bajar escaleras, arrodillarse o sentarse. Su compleja anatomía le permite conjugar dos cualidades aparentemente contrapues­ tas: movilidad y estabilidad. Para simplificar su exposición, se ha dividido el estudio de la biomecánica de la rodilla en dos partes, analizando por separado las articulaciones tibiofemoral y patelofemoral.

Biomecánica de la articulación tibiofemoral Recuerdo anatómico Estructura ósea Los cóndilos femorales son dos superficies convexas tanto en sentido sagital como transver­ sal, alargadas de delante atrás y divergentes en sentido posterior. Si efectuamos un corte sa­ gital a nivel de los cóndilos, se aprecia que el radio de curvatura no es constante (fig. 13- lA) sino que sufre variaciones com o en una espiral: a medida que el radio va aumentando su ángulo de giro, también aumenta su longitud. Por otro lado, en los cóndilos del fémur no existe un centro de giro único sino múltiples los cuales forman a su vez una espiral. El radio de curvatura del cóndilo externo es mayor que el del cóndilo interno. En cam ­ bio este último prolonga más hacia delante su superficie articular. Estos dos hechos, jun­ to a la divergencia de los cóndilos en sentido posterior (fig. 1 3 -lB ), son factores funda­ mentales para producir el autoatornillamiento de la rodilla que se expone más adelante. Los cóndilos femorales se deslizan sobre los platillos tibiales. Éstos son diferentes en­ tre sí (ñg. 1 3 -lA ): el platillo interno es cóncavo hacia arriba en ambos sentidos, m ien­ tras que el externo es convexo hacia arriba en sentido sagital y casi plano en sentido trans­ versal. Los radios de curvatura de los cóndilos y de los platillos correspondientes no son iguales, por lo que existe una discordancia de las superficies articulares: el restableci­ miento de la congruencia articular corre a cargo de los meniscos. Las espinas tibiales presentan una forma geométrica troncocónica (fig. 13-lB ). Al estar situadas en el surco intercondíleo contribuyen a dar a la rodilla una cierta estabilidad, ya que permiten unos movimientos entre fémur y tibia en el plano sagital, pero impiden gran­ des movimientos laterales o rotaciones intempestuosas.

198

A. Viladot Voegeli

Figura 13-1. Estructura ósea de la rodilla.

Las espinas tibiales junto a la concavidad de la meseta interna, que forma un encaje para el cóndilo interno, constituyen la “estabilización ósea de la rodilla”.

Meniscos La incongruencia de las superficies articulares de la articulación tibiofemoral es, com o ya se ha expuesto, parcialmente compensada por los meniscos. Éstos son dos estructuras fibrocartilaginosas interrumpidas en las espinas tibiales, por lo que adoptan una forma de media luna con un cuerno anterior y otro posterior. Com o los cuernos están más distan­ ciados en el menisco interno, éste tiene forma de C. El menisco externo tiene forma de O. Los meniscos presentan una sección triangular con tres caras: superior, cóncava en contacto con los cóndilos; periférica, cilindrica que se fija a la cápsula e inferior, plana que descansa sobre el platillo tibial. No se encuentran libres en el espacio articular sino que presentan las siguientes conexiones (fig. 13-2A): Los cuernos anteriores se encuentran fijos en la superficie preespinal. Los cuernos posteriores se fijan en la superficie retroespinal. La cara periférica del menisco se encuentra unida a la cápsula. Los cuernos anteriores de ambos meniscos se encuentran unidos entre sí por el liga­ mento transverso o yugal, que a su vez se une a la rótula a través del paquete adiposo. Las aletas menisco-rotulianas son unas fibras que se extienden desde las rótulas hasta las caras laterales de los meniscos. Las fibras posteriores del ligamento lateral interno, se fijan en el borde interno del m e­ nisco interno. El ligamento lateral externo, está separado de su menisco por el tendón del músculo poplíteo que envía una inserción al borde posterior del menisco externo. El tendón del semimembranoso envía una expansión al borde posterior del menisco interno. El ligamento cruzado posterior tiene unas fibras que se fijan en el cuerno posterior del menisco externo (ligamento meniscofemoral). El ligamento cruzado anterior tiene fibras que se fijan en el cuerno anterior del m e­ nisco interno.

C a p ít u l o 13. Biom ecánica de la rodilla

199

Ligamento cruzado anterior Menisco externo Ligamento meniscofemoral anterior

Ligamento lateral interno

Ligamento lateral externo

Menisco interno Ligamento cruzado posterior'

Poplíteo

Ligamento meniscofemoral posterior

Figura 13-2. A. Relaciones anatómicas de los meniscos. B. Transmisión de fuerzas a compresión en la rodilla en extensión. C. Situación de los meniscos en flexión y extensión.

Los meniscos acompañan a los cóndilos femorales en sus deslizamientos anteroposteriores y en sus rotaciones horizontales sobre la meseta tibial. En la extensión tiran de ellos hacia delante las aletas menisco-rotulianas. En la flexión el menisco interno es atraído ha­ cia atrás p or la expansión capsular del sem im em branoso y el m enisco externo p or el tendón del poplíteo (fig. 13-2C). Los meniscos, al aumentar la congruencia articular, actúan también como elementos es­ tabilizadores de la rodilla. Con la rodilla en extensión, los cóndilos presentan a la meseta tibial su radio mayor de curvatura y los meniscos se encuentran perfectamente encajados entre las superficies articulares (fig. 13-2B ). Esto perm ite la transm isión de fuerzas de compresión a través de la rodilla y por tanto ayuda a su estabilidad. De manera inversa, en la flexión los cóndilos presentan a la meseta su radio menor y los meniscos pierden parte de su contacto con el fémur, lo que favorece la movilidad en detrimento de la estabilidad. Debido a este im portante papel que desempeñan los meniscos en la transmisión de la carga a través de la superficie articular, es por lo que la meniscectomía predispone a la aparición de la artrosis de la rodilla.

Estructura capsuloligamentosa El aparato capsuloligamentoso de la rodilla está formado por un pivote central y unas es­ tructuras periféricas laterales y posteriores (fig. 13-3). El conjunto tiene una función estabilizadora. El pivote central está formado por los ligamentos cruzados que se encuentran alojados en la escotadura intercondílea. El anterior se inserta en la superficie preespinal de la tibia y se dirige hacia atrás, afuera y arriba hasta insertarse en el cóndilo externo en una zona alargada en sentido vertical.

200

A. Viladot Voegeli

Ligamento cruzado anterior

Ligamento cruzado posterior

Ligamento lateral interno

Figura 13-3. Ligamentos de la rodilla.

El cruzado posterior se extiende desde la superficie retroespinal hacia delante hasta una zona del cóndilo interno alargada en sentido horizontal. Desde su inserción tibial a la condílea ambos ligamentos se torsionan en sentido contrario forzados por la orienta­ ción perpendicular de sus áreas de inserción. De este hecho resulta que según la posición de la rodilla parte de las fibras de cada liga­ mento estarán en tensión y otra parte relativamente laxas. Las fibras posterolaterales del cru­ zado anterior, que representan dos tervios de su grosor, están tensas en extensión y se vuleven progresivamente más laxas conforme la flexión aumenta hasta los 90°. En este punto son, sin embargo, las fibras anteromediales las que se muestran en tensión. En el ligamento cruzado posterior sucede lo contrario. El fascículo anterolateral, más potente, se encuentra tenso en la flexión en tanto que en la extensión permanecen tensas las escasas fibras posteromediales. Debido a este tensar y destensar sincrónico, ambos ligamentos ayudan a estabilizar la ro­ dilla en diferentes posiciones: el cruzado anterior controla preferentemente la extensión y el desplazamiento anterior de la tibia bajo el fémur; el cruzado posterior tiene la misma acción sobre la flexión y el desplazamiento posterior de la tibia. Asimismo, el enrollamiento de los ligamentos cruzados en flexión limita la posibilidad de rotación interna tibial respecto al fé­ mur y, al acercar entre sí las superficies articulares, la movilidad lateral. La rotación interna y el varo resultan así perfectamente controlados por la acción de los ligamentos cruzados. En las estructuras periféricas cabe destacar los complejos ligamentosos medial y late­ ral. El complejo medial, en la cara interna de la rodilla, se encuentra formado en primer lugar por el ligamento capsular anterior, descrito por Cabot, que se extiende desde el epi-

C a p ít u l o 1 3 . Biom ecánica de la rodilla______________________________________________________ 2 0 1

cóndilo hacia abajo y adelante, hasta alcanzar la tuberosidad anterior de la tibia. Inm e­ diatamente posterior se extiende el abanico medial formado por las capas superficiales y profunda del ligamento lateral interno clásico. En la zona posteromedial se hallan los tres fascículos de la entidad funcional a la que Hughston y cois, han llamado ligamento oblicuo posterior. Todo este complejo interno tiene com o misión el control del valgo y la rotación externa de la tibia respecto al fémur. En extensión están tensas las fibras mediales y el ligamento oblicuo posterior junto a la cápsula posterior, conjunto que en la bibliografía médica francesa se ha englobado bajo la denominación de coque condylienne. En la flexión, son las fibras anteriores las que permanecen tensas, ya que su inserción es anterior al eje de movimiento, limitando la rotación externa y el desplazamiento an­ terior de la tibia, en una acción sintónica a la del cruzado anterior y hasta cierto punto protectora de éste. También el ligamento oblicuo posterior actúa con cierto potencial es­ tabilizador en flexión por el hecho de que sus fibras son tensadas por la contracción del semimembranoso. El complejo ligamentoso lateral, en la cara externa de la rodilla, está mucho menos desarrollado que el medial. Esto es debido al valgo fisiológico y al control efectivo que los ligamentos cruzados ejercen sobre la rotación tibial interna. La parte anterior del compartimiento está ocupada por la cinta de Maissiat, que es una continuación de la fascia lata hasta su inserción en el tubérculo de Gardy, y que tiene poca importancia com o ligamento funcional. En la parte posterior encontramos, entre el cón­ dilo externo y la cabeza del peroné, el ligamento lateral externo clásico, cruzado en su tra­ yecto por el tendón del poplíteo. Más posteriorm ente se establecen una serie de cone­ xiones fibrosas de la aponeurosis del poplíteo con la periferia del m enisco externo, ligamento arcuato y casquete capsular posterior.

Sistema muscular El sistema muscular tiene sobre la rodilla una doble misión: por un lado propulsar la m o­ vilidad activa y, por otro, al coaptar las superficies articulares, contribuye a su estabilidad. El músculo más importante es el cuádriceps (fig. 13-4A) cuya función es la de exten­ sor de la rodilla, al mismo tiempo que controla de forma pasiva la flexión, y actúa com o antagonista de los isquiotibiales y de la gravedad. Com o elemento estabilizador tiene las siguientes misiones: • Al ser anterior al eje de flexión impide el desplazamiento posterior de la tibia, a c­ tuando sinérgicamente con el cruzado posterior. • El equilibrio entre el vasto externo, recto anterior y vasto interno, es el responsable de la estabilización de la rótula en la tróclea femoral. • Sus expansiones tensan la cápsula articular, y los tractos fibrosos que los conectan con los meniscos hacen que éstos se desplacen hacia delante en la extensión de la rodilla. • Al igual que las otras masas musculares, coapta las superficies articulares, evitando movimientos intempestuosos entre fémur y tibia. El sartorio, recto interno y semitendinoso (fig. 13-4B ), que forman la pata de ganso en su inserción tibial, actúan principalmente com o flexores de la rodilla, con una potencia entre 4 a 10 veces mayor que la que desarrollan com o rotadores internos de la tibia. Su efectividad com o rotadores aumenta cuando la flexión progresa de O a 90°. Asisten pues dinámicamente a las estructuras mediales y al cruzado anterior al oponerse a la rotación externa y al desplazamiento anterior de la tibia.

202

A. Viladot Voegeli

Crural

B

Vasto anterior Fibras verticales

Vasto externo

; Vasto interno

Fibras horizontales

Figura 13-4. Músculos. A. Cuadríceps. B. 1: sartorio; 2: recto interno; 3: semitendinoso; 4: semimembranoso. C. Bíceps.

También en la cara interna, el semimembranoso actúa como un potente flexor, controla la extensión com o antagonista del cuádriceps y contribuye a la rotación interna tibial. Su contracción tensa los elementos capsulares posteriores, atrae el menisco interno hacia atrás y actúa como agonista del cruzado anterior al impedir el desplazamiento anterior de la tibia. En la cara externa, el bíceps (fig. 13-4C ) ejerce su función com o flexor controlando por tanto la extensión. Es, además, rotador externo de la tibia y tensor de la cápsula posterolateral y, por tanto, sinérgico del cruzado anterior. Por último, el poplíteo es un rotador interno de la tibia bajo el fémur, con escaso po­ der flexor, y atrae con fuerza el menisco externo hacia atrás, acompañando directamente la acción del cruzado posterior al empujar la tibia hacia delante.

Cinética Estación bipodal Se considera miembro inferior fisiológico aquel que presenta 5° de desviación en valgo a nivel de la rodilla (fig. 13-5A). En estas condiciones el eje mecánico (M ) de la extremidad pasa por el centro de la cabeza femoral, por el centro de la rodilla aproximadamente a ni­ vel de las espinas tibiales y por el centro del astrágalo. En estación bipodal el peso soportado por ambas rodillas es proporcional al segmen­ to del cuerpo que se encuentra por encima de ellas, es decir, muslos, pelvis, tronco, cabe-

C a p it u l o 13. Biom ecánica de la rodilla

203

B

CG

Figura 13-5. Cinética de la rodilla. Plano frontal (para abreviaturas V . texto). A. Posición bipodal. B. Posición monopodal. C. Genu varo. D. Genu valgo. za y extremidades superiores. Esto representa el 8 5 ,6 % del peso total del cuerpo (Braune y Fischer). El centro de gravedad (CG) de todos los segmentos citados se encuentra a la altura de la tercera vértebra lumbar. El peso concentrado en este centro de gravedad se transmite por la pelvis al suelo a través de ambas extremidades inferiores, por lo que cada rodilla soporta la m itad de la carga (43 % ). En estas condiciones el esfuerzo m uscular para mantener el equilibrio es prácticamente desechable (Maquet, 1984).

Estación monopodal En estas condiciones la carga soportada por la rodilla es la misma que en situación bipo­ dal más el peso de la extremidad contralateral. El centro de gravedad de esta masa es dis­ tinto del anterior y está localizado a la altura del disco intervertebral L4-L5. Desde este

204____________________________________________________________________________ A. Viladot Voegeli

punto, la fuerza es transmitida al suelo a través de la rodilla. Esta fuerza vendría repre­ sentada por un vector P que pasa por dentro de la articulación de la rodilla, aplicándose tangencialmente sobre ella (fig. 13-5B). Por ello se crea un mom ento varizante que hará girar la rodilla hacia fuera. Para que esto no ocurra y se mantenga el equilibrio de la ex­ trem idad se precisa de una fuerza igual pero de signo contrario que la neutralice; esta fuerza es de origen muscular M y está constituida por el tensor de la fascia lata, el bíceps y el glúteo mayor y se transmite a la rodilla por la cintilla de Maissiat. La aplicación de estas dos fuerzas antagónicas sobre la rodilla crea una resultante R que pasará aproximadamente por el centro de ésta. Cuando la rodilla presenta algún tipo de deformidad axial este sistema de equilibrio se ve seriamente com prom etido y el resultado es la sobrecarga mecánica de un com porta­ miento articular. Se exponen a continuación las dos deformidades más frecuentes. En el genu varo P (fig. 13-5C ) se aleja del centro de la rodilla por lo que el momento varizante (P x a) aum enta respecto al m om ento muscular (M x b). La resultante R de ambas fuerzas se desplaza hacia dentro pasando por el com partim iento interno, con lo cual éste se ve sobrecargado. En el genu valgo P (fig. 13-5D ) se acerca al centro de la rodilla. En general el valgo es bien tolerado debido a que disminuyen los valores del m om ento varizante y del oben­ que externo y R se hace de m enor intensidad. Sin embargo, la potencia del obenque ex­ terno depende tanto de la rodilla com o de la cadera. Si para el equilibrio de la cadera ésta necesita un potente obenque, en la rodilla se traduce en un aumento de R que se des­ plaza hacia fiiera. Cuando este desplazamiento sobrepasa el centro de giro del cóndilo fe­ moral externo, el fémur bascula sobre la tibia, desestabilizando la rodilla (fig. 13-5D ).

Equilibrio en el plano sagital Imaginémonos la extremidad inferior en una posición de hgera flexión de sus articula­ ciones (fig. 13-6). En ella la vertical de su centro de gravedad pasa por el antepié. En esta situación el peso del cuerpo flexionará la pierna sobre el pie. Esto se com pensa por el tríceps sural, pasando la resultante de ambas fuerzas por el eje de flexión del tobillo. Asimismo, el peso del cuerpo tiende a bascular la pelvis hacia delante siendo equili­ brada por los isquiotibiales. La resultante de ambas fuerzas cruza el centro de la cabeza fe­ m oral y se continúa por detrás de la rodilla. Junto con la tracción de los gemelos ambas fuerzas tienden a flexionar la rodilla. Para mantener el equilibrio se necesita una fuerza por delante de la rodilla que está representada por el cuádriceps. La resultante debe pa­ sar necesariamente por el eje de la flexión de la rodilla. La suma de todas estas fuerzas se representa de manera esquemática por el vector R4. En el genu flexo, R4 aumenta la intensidad y se incrementa la fuerza del fémur sobre la tibia. Al mismo tiempo las superficies óseas en contacto disminuyen y se hacen poste­ riores. Todo ello provocará una sobrecarga articular en este segmento posterior.

Cinemática La rodilla presenta una movilidad en los tres planos del espacio: sagital, frontal y hori­ zontal. El arco de mayor amplitud es el de flexoextensión que se produce en el plano sa­ gital. La flexión activa llega a 140°, la pasiva a 160° y la hiperextensión a 15°. Este m ovi­ miento de flexoextensión no es un movimiento simple com o el de una bisagra sino que se acompaña de una rotación automática y de un deslizamiento del fémur sobre la tibia.

Figura 13-6. Cinética de la rodilla. Plano sagital.

Este movimiento complejo está determinado por la forma de los cóndilos femorales y de la meseta tibial y por el funcionamiento del complejo ligamentomeniscal que hemos descrito. El hecho de que la curvatura del cóndilo externo sea mayor que la del interno y de que en el plano sagital los cóndilos sean divergentes hacia atrás, condiciona que en la flexión el des­ plazamiento efectuado por el cóndilo externo sea mayor que el interno, lo cual comporta una rotación externa del fémur sobre la tibia que alcanza un arco de aproximadamente 1 0 °. En la extensión, com o la superficie articular del cóndilo interno llega más adelante que la del externo, cuando el cóndilo externo ha agotado su recorrido se ve obligado a rotar internamente lo que provoca el autoatornillamiento de la rodilla en máxim a extensión (fig. 13-7A). En esta situación se produce, com o se ha expuesto, la mejor coaptación del fémur sobre la tibia con la ayuda de ambos meniscos, favoreciendo el conjunto la trans­ misión de las fiierzas de compresión y la estabilidad. La flexión de la rodilla no es posible por la rodadura simple de los cóndilos sobre la m eseta, ya que la longitud condílea es doble que la de la tibia. Para que los cóndilos no se salgan de la meseta es necesario que además del movimiento de rodadura, exista un movimiento de deslizamiento (fig. 13-7B). La rodadura simple sólo se produce en el cón­ dilo interno en los primeros 1 0 ° de flexión y en el cóndilo externo en los primeros 2 0 °. En el control de este m ovim iento complejo tienen un papel determ inante los liga­ mentos cruzados, los cuales, junto con los segmentos óseos comprendidos entre sus in­ serciones, se han com parado a una cadena cinem ática cerrada de cuatro barras cuya

206

A. Viladot Voegeli

B

Figura 13-7. Cinemática de la rodilla. A. Movimiento de rotación automático. B. Movimiento de deslizamiento.

tensión determina las cantidades relativas de rodadura-deslizamiento que deben produ­ cirse en la flexoextensión. Con independencia de la rotación autom ática que acabamos de explicar, a partir de 2 0 “ de flexión puede producirse un movimiento de rotación libre que aumenta hasta 60°, com o resultado de la progresiva reducción del radio de curvatura condíleo y la corres­ pondiente disminución de la tensión de los ligamentos y pérdida de contacto parcial de los meniscos con los cóndilos. La rotación tibial activa alcanza 30° de rotación externa y 1 0 ° de rotación interna. Entre 60 y 90° de flexión, la rotación activa perm anece estable y vuelve a decrecer a partir de 90°. La flexión de la rodilla permite también unos ligeros movimientos laterales, en valgo y en varo, que no exceden de 1 2 ° y que facilitan el acoplamiento del pie a las irregularida­ des del terreno. Estos movimientos que la rodilla puede desarrollar en los tres planos del espacio son con­ trolados por los elementos estabilizadores ya mencionados. En resumen puede decirse que: 1. En extensión, la rodilla se encuentra estabilizada por el autoatornillamiento, el enros­ que y tensión de los ligamentos cruzados, por la tensión de las estructuras laterales y posteriores y por la acción del cuádriceps. 2. La flexión-rotación interna-varo está limitada por el complejo ligamentoso externo, por el progresivo autoenrollamiento de los ligamentos cruzados y por el bíceps. 3. La flexión-rotación externa-valgo está controlada por el complejo ligamentoso inter­ no y por los músculos de la pata de ganso y el semimembranoso.

C a p ít u l o 13. Biom ecánica de la rodilla______________________________________________________ 207

Biomecánica de la articulación patelofemoral Recuerdo anatómico Los com ponentes óseos de la articulación patelofem oral son dos: la tróclea femoral y la rótula. La tróclea está compuesta por la cara anterior de los cóndilos femorales que presentan una estructura asimétrica: el cóndilo externo tiene m enor altura que el interno y una dis­ tinta inclinación para adaptarse a la forma de la rótula. La rótula es un hueso sesamoideo incluido en el aparato extensor de la rodilla. Pre­ senta una form a triangular con dos carillas articulares también asimétricas. La carilla externa es más ancha que la interna y con un ángulo de inclinación m enor; ambas cari­ llas forman un ángulo de 120°. Este encaje que hace la forma triangular de la rótula en la tróclea femoral contribuye a la estabilidad de la articulación que tiene una tendencia na­ tural a la luxación externa por acción del aparato musculotendinoso. El aparato exten­ sor de la rodilla está formado por el cuádriceps, la rótula y el tendón rotuliano. Este con­ junto debe considerarse com o una unidad ftincional y tanto cuádriceps com o tendón rotuliano sirven para mantener la rótula en posición. El cuádriceps, situado en el polo superior de la rótula, distribuye sus inserciones de la siguiente m anera (fig. 13-4A ): el recto anterior se inserta en la parte superficial con una dirección paralela a la diáfisis del fémur. Siguiendo la misma dirección, en el plano más profundo, encontram os el tendón del crural. Entre ambos, entrecruzando sus insercio­ nes, encontram os el vasto externo y el vasto interno. La inserción del vasto externo pre­ senta una inclinación de alrededor de 30° respecto al eje de la rótula por lo que su con­ tracció n tiende a luxarla externam ente. La inserción del vasto interno desciende distalmente más que la del externo, y se prolonga por el borde interno de la rótula. Las fibras musculares del vasto interno a medida que descienden se horizontalizan y consti­ tuyen la denominada “porción transversal del vasto interno” que llega a form ar un án­ gulo de casi 80° con el eje de la rótula. Esta especial configuración del vasto interno tiene importancia para estabilizar la rótula en la tróclea femoral. El tendón rotuliano se extiende desde el polo inferior de la rótula hasta la tuberosi­ dad anterior de la tibia. Se trata de un tendón grueso de forma cónica, bien diferenciado de las estructuras vecinas. La rótula, para mantenerse en posición, presenta también unos amarres laterales o ale­ rones rotulianos. El alerón rotuliano interno está formado por el retináculo interno que va al cóndilo in­ terno, y por la parte distal del vasto interno. El alerón rotuliano externo está formado por el retináculo externo o ligamento pate­ lofemoral, por la expansión rotuliana del tensor de la fascia lata y por la parte distal del vasto externo.

Cinética La rótula tiene dos funciones biomecánicas importantes. Por un lado ayuda a la extensión de la rodilla al aumentar el brazo de palanca del cuádriceps a lo largo de todo el arco de movimiento. El brazo de palanca está constituido por la perpendicular que va desde el tendón rotuliano hasta el centro de giro de la articulación tibiofemoral. De ahí que los

208

A. Viladot Voegeli

B

Figura 13-8. Cinética patelofemoral. A. Incremento de la fuerza patelofemoral con la flexión de la rodilla. B. Efecto de la patelectomía sobre la acción del cuádriceps. C. Contacto patelofemoral en flexión y extensión.

pacientes patelectomizados deban compensar la falta de rótula con una mayor potencia del cuádriceps (fig. 13-8B). La segunda función biomecánica de la rótula consiste en permitir una mejor distribu­ ción de las fuerzas de compresión sobre el fémur ya que aum enta la superficie de con­ tacto entre éste y el tendón rotuliano. Desde los trabajos de Kummer (1962) se conoce bien el análisis físico de las fuerzas ejercidas sobre la rodilla en el plano sagital. En este plano, sobre la rótula actúan dos fuer­ zas: una es la del cuádriceps y otra de sentido opuesto, que es la del tendón rotuliano. Con la rodilla en extensión ambas fuerzas se neutralizan. Cuando la rodilla inicia la flexión se crea una fuerza resultante que aplasta la rótula contra el fémur. A medida que aumenta la flexión se increm enta también esta fuerza resultante (fig. 13-8A ). Lo mismo ocurre si aumenta el valor de alguna de las fuerzas que se aplican sobre la rótula, lo cual viene re­ presentado clínicamente por el aumento de la contracción del cuádriceps. Durante la m archa normal sobre un terreno llano, en la que la flexión de la rodilla es pequeña, la fuerza de reacción en la articulación patelofemoral es aproxim adamente la mitad del peso corporal, es decir de 35 kg. En cambio cuando se suben o bajan escaleras, lo que requiere una flexión de la rodilla de aproximadamente 90°, provoca la aparición de unas fuerzas patelofemorales del triple del peso corporal. Ello explica el por qué los pa­ cientes que presentan un trastorno patelofemoral inician su sintom atología clínica al subir y bajar escaleras. Existen tres tipos de rótulas según la superficie articular total que presentan: las pe­ queñas de 9 cm^, las medianas de 12 cm^ y las grandes 16 cm^. Dada la pequeña superfi-

C a p ít u l o 13. Biom ecánica de la rodilla

209

B

30°

60°

90°

Figura 13-9. Cinemática patelofemoral. A. Desplazamiento del área de carga de la rótula en la ex­ tensión o la flexión. B. Ángulo Q.

cié articular de la rótula y el hecho de estar sometida a grandes presiones (es la articu­ lación más solicitada del organismo) no es de extrañar que la articulación patelofemoral se considere com o la más afectada por la artrosis, ya que un compromiso m ecánico tan importante exige una congruencia articular perfecta. Sin embargo, la rótula por sus ca­ racterísticas anatómicas y funcionales se encuentra expuesta al desarrollo de displasias y subluxaciones que serán el origen de trastornos biomecánicos com o se expone más ade­ lante.

Cinemática En el movimiento de flexoextensión de la rodilla en el plano sagital, la rótula sufre un des­ plazamiento de arriba abajo de alrededor de 7 cm (fig. 13-9A) sobre la tróclea femoral. Hay que destacar que en ningún m om ento del recorrido la rótula presenta toda su su­ perficie de contacto al fémur, ésta se desplaza del tercio distal de la rótula en la extensión al tercio proximal en la flexión. Desde la extensión completa hasta los 90° de flexión tanto el cóndilo interno com o el externo se articulan con la rótula. En m áxima flexión la rótula queda encajada en el sur­ co intercondíleo (fig. 13-8C). Las zonas de contacto exactas entre la rótula y la tróclea femoral han sido estudiadas por diferentes autores, existiendo discordancia entre los datos obtenidos. Lo que sí re­ sulta evidente es que las zonas de contacto están condicionadas en gran parte por la for­ ma de la tróclea femoral y de la rótula. Wiberg (1941) describe tres tipos de rótula en re­ lación con la superficie articular de las carillas interna y externa y su orientación. Afirma que la condrom alacia rotuliana es más frecuente en los grupos II y III, que presentan una carilla interna más pequeña y vertical que la carilla externa (fig. 13-10). El hecho de que varíen los puntos de contacto patelofemorales sirve para que una mis­ ma zona de cartílago no esté sometida a grandes presiones durante m ucho tiem po, lo cual evita su sobrecarga y la artrosis secundaria.

210

A. Viladot Voegeli

Figura 13-10. Tipos de rótula descritos por Wiberg.

En el m ovim iento de la rótula en el plano frontal tiene especial relevancia el ángu­ lo Q (fig. 13-9B). Este ángulo determina la orientación axial de la parte proximal del apa­ rato extensor respecto a la distal. Está formado por la intersección en el centro de la ró ­ tula de una línea dirigida a éste desde la espina ilíaca anterior superior y de otra trazada desde la tuberosidad anterior de la tibia. El valor medio de este ángulo es de 15°, algo m e­ nor en el varón y algo mayor en la mujer. En los primeros 30° de flexión de la rodilla la rótula puede m ostrar su inestabilidad encontrándose en una posición superior y externa; en esta posición la contracción del cuádriceps es lateralizadora y el ángulo Q es máximo. A p artir de los 30°, la rótula se introduce en el desfiladero troclear, el valor del ángulo Q es cero, debido a la rotación interna de la tibia respecto al fémur, y la contrac­ ción del cuádriceps aplica con fuerza la rótula contra el fémur, aum entando además el brazo de palanca de las fibras de la porción transversal del vasto interno, que com o se ha expuesto, ejercen una fiaerza medializadora. El conjunto hace que a partir de los 30° la ró­ tula pierda su inestabilidad y se centre en la tróclea femoral. Esta cinemática rotuliana puede alterarse si existe una mala alineación de la rótula o si existe un desequilibrio entre la fuerza de los amarres laterales externo e interno. En los casos de genu valgo, de lateralización de la tuberosidad exterior de la tibia o de hipotonía del vasto interno, aumenta el ángulo Q y la rótula se desplaza hacia fuera. Clí­ nicamente se traduce por una subluxación o luxación rotuliana sobre la que ha llamado especialmente la atención Trillat (1978). En los casos de retracción de la aleta rotuliana externa aparece el síndrom e de h i­ pertensión externa descrito por Ficat (1 9 7 7 ) y que es el inicio del síndrom e de hiperpresión externa caracterizado por una basculación sin desplazamiento de la rótula ha­ cia fuera. El síndrome de hiperpresión externa y la subluxación externa, aunque clínicamente son semejantes, desde un punto de vista patogenético son diferentes. La sobrecarga de la parte interna de la articulación patelofemoral es m ucho menos frecuente: la subluxación interna puede ser debida a un vicio de torsión de la tibia o a una transposición interna de la tuberosidad anterior de la tibia. La hipertensión interna, se­ cundaria a una retracción del alerón interno, puede observarse en la práctica clínica dia­ ria com o consecuencia de una artrotom ía interna. En el plano longitudinal se encuentran anomalías anatómicas com o la rótula baja o la rótula alta. La rótula baja, menos frecuente que la alta, puede ser constitucional, debida a una al­ teración del cuádriceps com o puede ser una parálisis, estar asociada a un recurvatum o ser secundaria a yatrogenia. En estos casos la rótula se encuentra en contacto permanen­ te con la tróclea y se pierde el mecanismo de descarga ya comentado.

C a p ít u l o 13. Biom ecánica de la rodilla______________________________________________________ 2jJ_

La rótula alta es causa muy frecuente de condromalacia. Ello es debido a que este tipo de rótula precisa un mayor grado de flexión para introducirse en el desfiladero troclear, y permanece durante un mayor arco del movimiento en situación inestable.

BIBLIOGRAFÍA Blaim ont P, Burnotte J, Baillon JM , Duby P. Contribution biom ecanique á l’étude des conditions d’equilibre dans le genou normal et pathologique. Application au traitement de l’arthrose varisante. Acta Orthop Belg 1 9 7 1 ;3 7 :5 7 3 -5 9 2 . Bonnel F. Organización arquitectónica y biom ecánica de la articulación femorotibial. La Gonarthrose, París: Masson, 1990; 1-19. Fernández Fairén M. Estudio biomecánico de la articulación femoro-patelar. Implicaciones clinicoterapéuticas. Tesis Doctoral. Universidad de Zaragoza, 1986. Ficat P, Hungerford DS. Disorders o f the patelo-femoral joint. Baltimore: Williams and Wilkins, 1977. Goodfellow J, Hungerford DS, Zindel M. Patello-femoral join t mechanics and pathology I. Functional anatomy o f the patello-femoral joint. J Bone Joint Surg 1966; 58B: 287-290. Insall JN. Surgery o f the knee. New York: Churchill Livingstone, 1984. Josa Bullich S. Cinética de la rodilla. En: Josa Bullich S, De Palacios y Carvajal J, eds. Cirugía de la rodilla. Bar­ celona: Jims, 1995. Kapandji JA. Cuadernos de fisiología articular. Barcelona: Toray-Masson, 1970. Kummer B. Gait and posture under norm al conditions with special reference to the lower limbs. CHn Orthop 1962; 25: 32. Maquet P. Biomechanics o f the knee. Berlín: Springer, 1984. Rochera Vilaseca R. La artrosis de rodüla. Madrid: Garsi, 1981. Trillat A. Monografía de las Jornadas Lyonesas de la rodilla. Lyon, 1978. Viladot A, Viladot Voegeli A. Cinemática de la rodilla. En: Josa Bullich S, De Palacios y Carvajal J, eds. Cirugía de la rodilla. Barcelona: Jims, 1995. Vilarrubias JM. Patología del aparato extensor de la rodilla. Barcelona: Jims, 1986. W iberg G. Roentgenographic and anatom ía studies on the fem oro-patelar jo in t. Act O rthop Scand 1941; 12:319-410.

•tw* -íu

s ’€ • T v *’’'‘ ^Í.A*f < ■Í‘ t ^ ' > 8 - ^ ' í ^ ^ -

-e

U ^l

sí«

.. f ,M fi^

^ ~^‘ l

Capítulo 14

Biomecánica del tobillo A. ViLADOT VOEGELI

La articulación del tobillo, debido a su configuración anatómica, es una de las más con­ gruentes y por tanto de las más estables de nuestra extremidad inferior. A través de ella se realizan los movimientos de flexión y extensión del pie. Su correcta estructura resulta fundam ental para el m antenim iento de la bóveda plantar y, desde un punto de vista funcional, trabaja junto con las articulaciones subastragalina y de Chopart tal y com o se explica al tratar sobre la biomecánica del pie.

Recuerdo anatómico La articulación del tobillo está formada por la tróclea astragalina y por la mortaja tibioperonea (fig. 14-1).

Tróclea astragalina La tróclea astragalina tiene forma de un segmento de cilindro de alrededor de 105°. En el plano horizontal es más ancha por delante que por detrás. La diferencia de anchura ha sido medida por diversos autores; la mayoría coincide en que la parte anterior es de 4 a 6 m m más ancha que la posterior. Inman (1976) después de medir 100 astrágalos, encontró sólo un porcentaje mínimo (5 % de casos) en los que no existía diferencia entre la parte anterior

Ü

Figura 14-1. Estructura ósea del tobillo.

214____________________________________________________________________________ A. Vüadot Voegeli

y la posterior. Debido a esta forma en cuña de la tróclea, los planos que pasan por sus bordes laterales son convergentes hacia atrás formando un ángulo abierto hacia delante de 5°. Vista por su parte superior, la superficie de la tróclea es ligeramente acanalada, lo que contribuye a su estabilidad dentro de la mortaja. En el plano longitudinal, las caras laterales son muy diferentes: la interna se halla poco desarrollada y su arco total es ligeramente inferior al de la externa. Esta última es mucho más amplia y su arco es superior, siendo también el radio de la curvatura mayor que el de la interna. Esta diferencia entre la porción externa e interna de la tróclea hace que en su conjunto no forme un cilindro perfecto, sino más bien un tronco de cono con el vértice hacia la parte interna, com o han demostrado Barnett (1952) y Hicks (1993). Esta forma determina que cuando existe un movimiento de flexoextensión en el pla­ no sagital, existe otro de aducción-abducción en el plano transversal.

Mortaja tibioperonea Está formada por la zona más distal de los huesos de la pierna. Por parte de la tibia inter­ vienen dos superficies articulares: la cara inferior de su extremidad dista! que, al igual que la tróclea astragalina, es más ancha por delante que por detrás, y la cara externa del maléolo ti­ bial para articularse con la cara interna del astrágalo. Por parte del peroné interviene la par­ te interna del maléolo peroneo que se articula con la carilla correspondiente del astrágalo. Los dos maléolos son ligeramente divergentes en su porción anterior para adaptarse a la parte anterior de la tróclea astragalina, siendo también los planos que pasan por las carillas articulares de ambos maléolos convergentes hacia atrás. El maléolo interno tibial se halla poco desarrollado y su principal acción mecánica es mantener las fuerzas de tracción que le llegan a través del ligamento deltoideo. El maléolo ex­ terno peroneo es mucho más potente y distal que el interno y encaja con la amplia carilla articular del astrágalo. Trabaja a compresión impidiendo que el talón se derrumbe en valgo. Por tanto, la mortaja tibioperonea encaja exactamente con la tróclea astragalina. Tie­ ne form a de un semicilindro de 65°, es decir, cubre más de la mitad de la superficie troclear, lo que confiere una gran estabilidad a la articulación. Con independencia de las estructuras óseas comentadas, que confieren al tobillo una gran estabilidad, existen también unas estructuras capsuloligamentosas que participan en la estabilidad de la articulación y que forman parte de lo que Neer denomina “mecanismo de aprensión elástica del astrágalo” dentro de la mortaja tibioperonea (fig. 14-2). Según este concepto, el astrágalo quedaría encerrado en un círculo elástico con unos topes óseos: el pi­ lón tibial, los maléolos y la articulación subastragalina. La cápsula y los ligamentos de la articulación tibioperoneoastragalina serían los responsables de proporcionar la elasticidad al conjunto. Se exponen a continuación las dos articulaciones de forma independiente.

Articulación tibioperonea inferior Esta articulación es una artrodia con muy poca movilidad y se encuentra desprovista de cápsula. Está unida por tres ligamentos: 1. Ligamento interóseo. Ocupa el espacio entre los dos huesos y es una prolongación de la membrana interósea. Está constituido por unos fascículos cortos que se dirigen obli­ cuamente hacia abajo y afuera.

C a p it u l o 14. Biom ecánica del tobillo

215

Figura 14-2. Mecanismo de aprensión elástica del astrágalo.

2. Ligamento anterior. Es una delgada cintilla fibrosa que se dirige oblicuamente hacia abajo y afuera desde la cara anterior del pilón tibial hasta el borde anterior del maléolo peroneo. 3. Ligamento posterior. Mucho más grueso y resistente que el anterior, sigue también un trayecto oblicuo hacia abajo y afuera, desde la parte posteroexterna del pilón tibial hasta el borde posterior del maléolo peroneo.

Articulación tibiotarsiana Es una articulación troclear que presenta cápsula y ligamentos (fig. 14-3). De éstos, los más importantes son los laterales. La cápsula articular es más gruesa por delante que por detrás, se inserta en la tibia y el peroné en el límite de las superficies articulares sobrepasando en unos milímetros la cara anterior del pilón tibial. En el astrágalo se inserta también en el límite de la superfi­ cie articular, excepto en la cara anterior donde se inserta en el cuello del astrágalo. El ligamento lateral externo está constituido por tres fascículos: • Peroneoastragalino anterior: se extiende desde el borde anterior del maléolo peroneo a la cara externa del cuello del astrágalo. • Peroneocalcáneo: desciende verticalmente desde el borde anterior y cara externa del maléolo peroneo a la cara externa del calcáneo, por encima y detrás del tubérculo de los peroneos. • Peroneoastragalino posterior: se extiende horizontalmente desde la fosita interna del maléolo externo hasta el tubérculo externo de la cara posterior del astrágalo. El ligamento lateral interno es el más resistente y se compone de dos planos. El plano profundo, tibioastragalino, está formado por dos fascículos: • El fascículo anterior, desde el borde anterior del maléolo tibial a la parte interna del cuello del astrágalo. • El fascículo posterior, oblicuo hacia atrás, desde la parte inferior del maléolo tibial al tubérculo interno de la cara posterior del astrágalo.

peroneocalcáneo Vista lateral

Vista medial

Ligamento tibioperoneo posterior Ligamento deltoideo, fascículo profundo

Ligamento peroneocalcáneo

Ligamento peroneoastragalino posterior Vista posterior

Ligamento tibioperoneo' anterior Ligamento anterior Ligamento lateral, fascículo anterior

Vista anterior

Figura 14-3. Ligamentos del tobillo.

En el plano superficial, el ligamento interno forma el ligamento deltoideo de Farabeuf, que se extiende com o un abanico desde el borde anterior del maléolo tibial a la cara su­ perior del escafoides, el borde interno del ligamento glenoideo y el borde libre del sustentaculum tali. Los ligamentos anterior y posterior revisten poca importancia. Son refiaerzos incons­ tantes de la cápsula. El ligamento peroneo-astrágalo-calcáneo se encuentra en la parte posterior de la ar­ ticulación. Se extiende desde el borde posterior del maléolo peroneo hasta el tubérculo externo de la cara posterior del astrágalo y la cara superior de la parte posterior del cal­ cáneo. Es un reftierzo de la aponeurosis posterior.

Cinemática El tobillo presenta un movimiento principal que tiene lugar en el plano longitudinal, y que es el de flexión plantar y dorsal del pie. Su valor es difícil de determinar con exactitud con mediciones no invasivas, ya que son movimientos que se amplían con los de las arti­ culaciones subastragalina y mediotarsiana. En general se acepta que existen alrededor de 15-20° de dorsiflexión y 40-50° de flexión plantar.

C a p it u l o 14. Biom ecánica del tobillo

217

Figura 14-4. Acción de los fascículos del ligamento lateral externo. A. Flexión plantar. B. Flexión neutra. C. Flexión dorsal.

El centro de giro de este movimiento de flexoextensión se encuentra en el astrágalo. En flexión dorsal máxim a existe el máximo contacto entre las superficies articulares, y la ar­ ticulación está bloqueada. Al iniciarse la flexión plantar se produce una descompresión de la articulación y el deslizamiento. La superficie articular de carga del tobillo es amplia y varía entre 11 y 13 cm. Hay que resaltar la perfecta congruencia que existe entre la tróclea y la mortaja tibioperonea: esta última cubre un ángulo de 65°, más de la mitad de la superficie de la tróclea. Si pensamos que durante la m archa normal, en el período de apoyo de la extremidad, el arco de movimiento es sólo de 25°, el conjunto explica la poca incidencia de artrosis que presentan los tobillos normales. Este movimiento de flexoextensión es guiado por los maléolos y por los ligamentos la­ terales, externos e internos. Los maléolos, com o ha demostrado Inman (1 9 7 6 ), se encuentran perfectamente ar­ ticulados con el astrágalo en todo el recorrido articular, lo cual impide la existencia de movimientos de lateralidad del astrágalo dentro de la mortaja. El ligamento deltoideo, en la parte interna, controla el valgo del calcáneo y el cajón an­ terior del tobillo: la sección de éste provocará un cajón rotatorio externo que hará bas­ cular el astrágalo fuera de la mortaja. El ligamento lateral externo controla el movimiento de inversión del talón gracias a la peculiar orientación que tienen sus fascículos con respecto a la m ortaja tibioperonea (fig. 14-4). En condiciones normales, el ligamento peroneo-astragalino anterior y el peroneocalcáneo form an un ángulo en el plano longitudinal de 120°. En posición neutra del tobillo ambos ligamentos impedirán la inversión del talón. En flexión dorsal máxima, el ligamento peroneoastragalino anterior queda en posición horizontal respecto a la m or­ taja por lo que difícilmente puede actuar frenando la inversión; esta acción se lleva a cabo por el ligamento peroneocalcáneo que queda en posición vertical ideal para actuar. En flexión plantar m áxim a ocurre lo contrario: el ligamento peroneocalcáneo está en posi­ ción horizontal respecto a la mortaja y es entonces el peroneoastragalino anterior el que controla la inversión del talón al encontrarse en posición vertical, además de evitar el ca­ jón anterior. El hecho de que las entorsis del tobillo se producen normalmente con el to­ billo en flexión plantar y con un movimiento de inversión del pie, explica por qué el liga­ mento peroneoastragalino se afecta con mayor frecuencia, por lo que muchos autores lo denominan el ligamento del esguince.

218

A. Viladot Voegeli

Figura 14-5. Movimientos del maléolo peroneo. A. Flexión dorsal B. Flexión plantar.

En los casos en que el ángulo entre los dos ligamentos es superior a 120°, al alcanzar­ se la flexión plantar m áxima, el peroneoastragalino anterior no se encuentra en la posi­ ción ideal para frenar la inversión. Esto explica que el pequeño grado de báscula articular o bostezo que tiene el astrágalo dentro de la m ortaja en el plano frontal, sea superior en flexión plantar que en posición neutra o flexión dorsal. El hecho de que la tróclea astragalina sea más ancha por delante que por detrás en el plano horizontal hace que en el movimiento de flexión dorsal el maléolo peroneo, más móvil, deba realizar un movimiento de separación o abducción, ascenso y rotación exter­ na (fig. 14-5A). El conjunto ensancha la mortaja tibioperonea aproximadamente 2 m m y permite alojar en su interior la tróclea. En flexión plantar ocurre lo contrario (fig. 14-5B). Los movimientos descritos tienen lugar en la sindosmosis tibioperonea y están con­ trolados por los ligamentos interóseos, la membrana tibioperonea y el tono de los m úscu­ los profundos de la cara posterior de la pierna. La perfecta armonía del movimiento de flexoextensión del tobillo requiere com o se ha expuesto un correcto funcionamiento de la pinza maleolar. Ello explica que cuando se produce una fractura a este nivel, si no es bien reducida, la disminución de la movilidad y la artrosis aparecen con gran rapidez. El eje del movim iento de flexoextensión del tobillo pasa ligeramente p or debajo de las puntas de los maléolos (fig. 14-6). Teniendo en cuenta la rotación externa de la tibia y la situación más distal del maléolo peroneo, el eje se dirige de arriba abajo, de dentro afuera y de delante atrás. El ángulo que forma con el plano horizontal es de 8 °, con el sa­ gital de 2 0 ° y con el frontal de 6 °, aproximadamente. La situación espacial de este eje, junto a las ligeras diferencias que existen entre las cur­ vaturas de los dos bordes de la tróclea, condicionan que los movimientos de flexión plan­ tar y dorsal del tobillo no sean puros (fig. 14-7). Con la pierna fija, en la flexión dorsal del pie existe una ligera rotación externa (el dedo gordo se dirige hacia fuera). A la inversa, con el pie fijo en el suelo, la pierna no realiza rotación alguna y sí una desviación lateral, hacia dentro en la flexión dorsal y hacia fuera en la flexión plantar.

Cinética Com o ya se ha comentado, el tobillo tiene una amplia superficie de carga lo cual deter­ mina que las presiones que soporta el cartílago articular sean inferiores a las de la cadera

C a p it u l o 1 4 . B io m e c á n ic a d e l to b illo

219

Figura 14-6. Eje de movimiento del tobillo.

Figura 14-7. Movimiento de rotación del pie en el plano horizontal en relación con la flexoextensión del tobillo.

o la rodilla. Por esta razón entre otros factores, la artrosis esencial de tobillo es poco fre­ cuente. En situación bipodal, en la que la acción m uscular es m ínim a, cada tobillo soporta aproximadamente la mitad del peso del cuerpo. Durante la m archa además del peso del cuerpo y de las fuerzas de reacción del suelo, hay que considerar las fuerzas ejercidas por la acción muscular. Stauffer (1977) ha estu­ diado estas fuerzas y ha podido comprobar que la mayoría son ejercidas por el tríceps su­ ral y transmitidas a través del tendón de Aquiles. El grupo muscular pretibial actúa sólo al principio del período de apoyo de la m archa y ejerce fuerzas de baja intensidad: apro­ ximadamente el 2 0 % del peso del cuerpo. Para calcular la magnitud de estas fuerzas en el plano sagital podem os considerar el pie com o una palanca de segundo género (fig. 14-8). El punto de apoyo está constituido por el apoyo metatarsiano. La resistencia la constituye el peso del cuerpo que es transmitido por la tibia al pie a través del tobillo. La fuerza es ejercida por el tendón de Aquiles a través de su inserción en el calcáneo. Este tendón es el segundo más potente del organismo, después del rotuliano. La distancia que separa el punto de apoyo de la resistencia se llama “brazo de resis­ tencia”. La distancia que separa la fuerza del punto de apoyo se llama “brazo de fuerza o

220

A. Viladot Voegeli

M

Figura 14-8. El pie constituye una palanca de segundo grado.

potencia”. En el pie, el segundo es más largo que el primero, lo cual permite al tendón de Aquiles elevar el peso del cuerpo. Durante la marcha, al final del período de apoyo el tendón de Aquiles ejerce su ftierza de tracción m áxima para levantar el pie del suelo e impulsarlo hacia delante en el perío­ do oscilante. En este momento el tobillo está sometido a una fuerza de compresión m á­ xim a que se ha calculado que puede alcanzar cinco veces el peso del cuerpo. Visto el tobillo en el plano frontal, el pie tiene tendencia a caer en pronación. El po­ tente maléolo peroneo situado en la parte externa trabaja a com presión frenando este movimiento, mientras que el ligamento deltoideo en la parte interna, frena este m ovi­ miento trabajando a tracción sobre el maléolo tibial. Lambert ha estudiado la función del peroné en la transmisión de carga y ha podido com probar que una sexta parte de la carga de la pierna es soportada por éste y transm i­ tida al pie por la carilla articular externa del astrágalo.

BIBLIOGRAFÍA Barnett CH, Nadier JR. The axis o f rotation o f the ankle joint in man: its influence upon the form o f the talus and the moblity o f the fíbula. Anat 1952; 86: 1. Blaimont P, Libotte M , Klein P. Biomecaniqué de la tibiotarsianne. Implications cliniques. Cuadernos de ense­ ñanza de la SOFCOT, 1986. Inman VT. The joints o f the ankle. Baltimore: Williams and WiUdns, 1976. Kapandji lA. Cuadernos de fisiología articular: miembro inferior. Barcelona: Masson, 1984. Mann RA. Biomechanics o f the foot and ankle. En: Du Vries HL, ed. Surgery o f the foot. San Luis: C.V. Mosby, 1978. Hicks JH. The mechanics o f the foot: the joints. Anat 1993; 87: 345. Núñez-Samper M, Llanos Alcázar LE. Biomecánica, medicina y cirugía del pie. Barcelona: Masson, 1997. Proubasta I. Estudio cinemático del tobillo. Avances Trauma 1992; 22: 1-5. Sammarco GJ, Burstein AH, Frankel VH. Biomechanics o f the ankle: A kinematic study. Orthop Clin North Am 1973; 4: 75. Stauffer RN, Chao EYS, Brewster RC. Forcé and m otion analysis o f the norm al disease and prosthetic ankle joint. Clin Orthop 1977; 127: 189. Viladot A. Quince lecciones sobre patología del pie. Barcelona: Toray, 1989.

Capítulo 15

Biomecánica del pie A . ViLADOT VOEGELI

El pie, eslabón más distal de nuestra extremidad inferior, sirve para conectar el organis­ mo con el medio que lo rodea y es la base de sustentación de nuestro aparato locomotor. Gracias a él son posibles la bipedestación y la marcha. Com o se expone a lo largo de este capítulo, el pie tiene la capacidad, merced a su peculiar biomecánica, de convertirse en una estructura rígida o flexible en función de las necesidades para que es requerido y las características del terreno en que se mueve. Por otra parte, el pie constituye una puerta de entrada fundamental para los estímulos propioceptivos y exteroceptivos que, por un mecanismo defeed-back, nos permite m an­ tener el equilibrio tanto en situación estática com o en dinámica.

Recuerdo anatómico En este capítulo no se describen cada uno de los 26 huesos que form an el pie, sino que, atendiendo a criterios funcionales, se exponen por separado sus tres partes fundamenta­ les: la bóveda plantar, su apoyo posterior o talón y su apoyo anterior o antepié.

Bóveda plantar La bóveda plantar tiene forma de media concha abierta por la parte interna, la cual, si se uniese a la del otro pie formaría una bóveda esférica completa. La parte superior de la bóveda, que soporta fuerzas a compresión, está formada por los huesos; la inferior, que resiste esfuerzos de tracción, está constituida por ligamentos, aponeurosis y músculos cortos, que son las estructuras preparadas mecánicamente para esta función. Pueden distinguirse en ella (fig. 15-lA ) unos arcos longitudinales y otros transversales. Los arcos longitudinales, convexos hacia arriba, parten del calcáneo hacia la porción anterior. Son tanto más elevados cuanto más internos. En número de cinco, correspon­ de cada uno a un metatarsiano: L Form ado por calcáneo-astrágalo-escafoides-prim era cuña y prim er m etatarsiano. Form a con la horizontal un ángulo de alrededor de 20°. 2. Calcáneo-astrágalo-escafoides-segunda cuña y segundo m etatarsiano. El ángulo de éste con la horizontal es de 15°.

222

A. Viladot Voegeli

IV V

3. Calcáneo-astrágalo-tercera cuña y tercer metatarsiano. El ángulo con la horizontal es de 10°. 4. Calcáneo-cuboides y quinto metatarsiano. El ángulo de éste con la horizontal es de al­ rededor de 8°. 5. Calcáneo-cuboides y quinto metatarsiano. El ángulo de éste con la horizontal, es de menos de 5°; prácticamente es paralelo al suelo. Los tres arcos internos, dotados de más movilidad, constituirían el “pie dinámico” o pie astragalino. Los dos externos con menos movilidad representarían el arco de apoyo, el “pie estático” o pie calcáneo. M ientras los prim eros son fundamentales para el m ovi­ miento, los segundos lo son para el apoyo.

C a p ítu lo

15.

Biom ecánica del pie

223

Figura 15-1. B. Arcos transversales.

Los arcos transversales (fig. 1 5 -IB) son convexos por detrás, pero se hacen cóncavos y se aplanan a medida que se acercan al apoyo anterior. Por su parte externa contactan con el suelo, siendo su extremo interno el más elevado. Se diferencian los siguientes: 1. Astrágalo y calcáneo. 2. Cuboides-escafoides. Es el arco más alto de todos. Se encuentra en la unión del tercio posterior con el tercio medio del pie. 3. Cuboides y cuñas. 4. Metatarsianos. La bóveda plantar mantiene su form a gracias a una serie de estructuras que la esta­ bilizan. Estas estructuras son los huesos, las cápsulas y ligamentos y los músculos. Los dos primeros lo hacen de forma pasiva mientras que los últimos lo hacen de forma ac­ tiva. Los huesos contribuyen al mantenimiento de la bóveda plantar debido a que encajan perfectamente entre sí a través de sus superficies articulares, del m odo com o lo harían las piezas de un puzzle. Ahora bien, si dejamos las piezas óseas aisladas, el esqueleto del pie se derrum ba, se aplana y cae hacia dentro en un m ovim iento de pronación del tarso (fig. 15-2B). Para que esto no ocurra y el pie se mantenga en posición fisiológica, es ne­ cesaria la acción estabilizadora de las estructuras fibroelásticas: las cápsulas y los liga­ mentos. Los de mayor relevancia en el mantenim iento de la bóveda plantar son los si­ guientes (fig. 15-2A): 1. Ligamentos interóseos subastragalinos. Mantienen la conexión entre el pie astragalino, dinámico, y el pie calcáneo, estático. Impiden el excesivo deslizamiento hacia abajo, adelante y adentro del astrágalo sobre el calcáneo. Su excesiva laxitud es la principal causa del pie plano. Cuando son sometidos a un sobreesfuerzo por vía refleja, sobre­ viene la contracción de los peroneos.

224

A. Viladot Voegeli Ligamento calcaneoescafoideo plantar

Ligamento de Lisfranc

Figura 15-2. A. Principales ligamentos del pie. B. Desestructuración de la bóveda al seccionar los ligamentos.

2. Ligamento calcaneoescafoideo plantar {spring ligamentde los anglosajones). Es una po­

3. 4.

5.

6.

tente formación fibrocartilaginosa, que soporta la cabeza del astrágalo. Se ha com pa­ rado esta región a la cadera; el ligamento calcaneoescafoideo, junto con la cara poste­ rior del escafoides, formaría una cavidad cotiloidea que alojaría la cabeza del astrágalo. Ligamento en Y de Chopart. Ligamento interóseo de la articulación hom ónima. Une el calcáneo-escafoides-cuboides, lo que impediría la separación de dichas piezas óseas. Ligamento de Lisfranc. También interóseo de la articulación hom ónim a, se extiende desde el segundo metatarsiano a la primera cuña. Su función es evitar la desviación en varo del primer metatarsiano. Con ello contribuye a impedir la divergencia de las ca­ bezas metatarsianas en el antepié. Ligamento calcaneocuboideo. Potente refuerzo fibroso que mantiene el arco externo del pie. Aponeurosis plantar. No tiene la simple misión de recubrir la musculatura plantar. Es una potente formación ligamentosa que se extiende desde el calcáneo al antepié, ten­ sando longitudinalmente la bóveda e impidiendo su derrumbamiento.

C on el pie en reposo, los músculos no tienen acción directa alguna en el m anteni­ miento de la forma de la bóveda. Un pie absolutamente paralizado mantiene la forma nor­ mal. Lo mismo ocurre en un individuo anestesiado. Ahora bien, la situación de reposo ab­ soluto o standing static no existe en el ser vivo. Lo normal com o dice Smith es el standing dynamic. el cuerpo tiene un pequeño balanceo producido por la acción de la gravedad que tiende a hacerle caer, y así se pierde el equilibrio normal entre las fuerzas del pie. Entonces, cuando los ligamentos son sometidos a un estrés superior a su resistencia, los músculos ac­ túan ayudando a los ligamentos a vencer las fuerzas gravitatorias contrarias a la postura bí­ peda. Por tanto, tienen una acción subsidiaria activa en el mantenimiento de la bóveda.

C a p í t u l o 15. Biom ecánica del pie

225

Figura 15-3. Fantoma de Ombrédanne.

Com o describió ya hace tiempo Ombrédanne (fig. 15-3), los tendones de los m úscu­ los largos representarían en el pie las diversas cuerdas que harían mover una marioneta. Su contracción provoca distintos movimientos. El equilibrio entre todos ellos, con acti­ vidad o sin ella, mantiene la forma normal. La ruptura de este equilibrio deforma el pie. Esto se observa con claridad en las alteraciones neuromusculares, en especial en la p o­ liomielitis. La parálisis del grupo extensor ocasiona un predominio de los flexores y una deformidad en equino; a la inversa, la falta de función de los flexores plantares da origen a un pie talo. Lo mismo podríamos decir en relación con los inversores y eversores, cuya parálisis provoca la deformidad en varo o en valgo. Además de todas las estructuras comentadas, para el mantenimiento del pie en posi­ ción fisiológica es absolutamente necesario que la pinza maleolar sujete el astrágalo y mantenga el talón correctamente alineado com o se expone a continuación.

Talón Es la parte más característica del pie hum ano, gracias a la cual es posible la bipedestación y la marcha. Visto por detrás, el talón debe seguir la línea de Helbing (vertical que pasa por el cen­ tro del hueco poplíteo y por el centro del talón), o desviarse alrededor de 5° de valgo, lo cual contribuye a amortiguar el choque del talón con el suelo durante la marcha. Visto por la parte externa, el talón contacta con el suelo formando la parte posterior del arco de apoyo. Visto por la parte interna form a, al dirigirse hacia arriba y adelante, un ángulo con la horizontal de 30°, siendo la parte más posterior del arco interno o di­ námico.

Estabilidad del talón En posición fisiológica, el talón forma en el plano frontal un ángulo de 5-15° con la ver­ tical, y en el plano sagital un ángulo de 30°. El astrágalo y el calcáneo, separados de la pin­ za maleolar y de sus conexiones musculoligamentosas, se derrumban en valgo y en equi­ no. El astrágalo cae hacia delante, abajo y adentro del calcáneo. Para que esto no ocurra existen unas estructuras que mantienen el talón en el plano frontal y sagital. E sta bilida d

d e l taló n en e l pl a n o fro n ta l

Debido a la tendencia a caer en valgo y pronación, existen unos elementos que actúan a compresión, impidiendo la caída al ejercer de tope a la excesiva pronación, y otros que ac­ túan a distensión, limitando por tracción dicho movimiento (fig. 15-4A).

226

A. Viladot Voegeli

B

Figura 15-4. Estabilidad del talón. A. Plano frontal. B. Plano sagital.

Entre los primeros se encuentran; 1. El maléolo peroneo. Es un potente tope, situado en la parte externa del astrágalo, que impide el valgo de éste; además de su propia forma, es especialmente importante que se haya efectuado con normalidad la rotación de la tibia, cuando persiste una rotación interna de ésta el maléolo peroneo queda en posición excesivamente posterior, lo que hace que su acción de contención sea insuficiente. 2. El sistema de sustentaculum tali. Está form ado por unas trabéculas verticales en el calcáneo que mantienen la carilla articular anterointerna, y que sostiene la plataforma simétrica del astrágalo en la cual terminan, a su vez, unas trabéculas verticales proce­ dentes de la tibia. Entre los ligamentos que frenan el valgo destacan: 1. El ligamento deltoideo, desde la tibia al tarso, que impide la pronación de este último. 2. El ligamento interóseo tibioperoneo, que impide la separación entre la tibia y el pe­ roné, y con ello la abertura de la mortaja, cuyo perfecto cierre y encaje con el astrága­ lo es básico para la estabilidad de la región.

C a p í t u l o 15. Biom ecánica del píe___________________________________________________________ 2 ^

3. El ligamento astragalocalcáneo de la articulación subastragalina, que impide la sepa­ ración entre astrágalo y calcáneo. Al igual que sucedía en la bóveda, los músculos también participan de m anera secun­ daria al mantenimiento de la estabilidad del talón en el sentido frontal. En este aspecto destacamos: 1. La acción de los tres tendones retromaleolares internos (tibial posterior, flexor común y flexor propio), que al pasar por el canal tarsiano, por debajo del sustentaculum tali, contribuyen a la estabilización de éste. 2. La propia inserción de los músculos en los dos huesos de la pierna. Com o muy bien ha resaltado Lequeur, la simple contracción de los músculos largos del pie tiende a ce­ rrar la mortaja y fuerza la aproximación de la tibia al peroné. E sta bilid a d

d e l taló n en e l pl a n o sagital

Además del ligamento interóseo subastragalino, que impide el deslizamiento del astrága­ lo hacia delante del calcáneo, la estabilidad conjunta del tarso posterior se mantiene gra­ cias al sistema calcáneo-aquíleo-plantar, que se describe a continuación (fig. 15-4B). Se halla constituido por tres elementos: aj el tendón de Aquiles, que transmite al pie toda la potencia del tríceps sural (gemelos y soleo); b) el sistema trabecular posteroinferior del calcáneo, individuahzado en el niño form ando la epífisis posterior de éste, y c) parte de los músculos cortos del pie, en especial el flexor corto y el abductor del dedo gordo. En conjunto, el sistema constituye una unidad funcional, similar al aparato extensor de la rodilla, que sirve para colocar el pie en equinismo. Su acción es básica en la fase de despegue de la m archa norm al, sin la cual m ovim ientos tan propios del ser hum ano, com o son la carrera, el salto o la danza, serían com pletam ente imposibles. La porción ósea intermedia, las trabéculas posteriores del calcáneo, actuarían com o un gran sesamoideo, una rótula que transmitiría la potencia flexora del tríceps sural al antepié.

Antepié Cuando se examinan los diversos tipos de antepiés, se aprecia una variabilidad en la ter­ minación anterior de los dedos y los metatarsianos, que da origen a las llamadas fórm u­ las digital y metatarsal (ñg. 15-5A).

Fórmula digital Según la longitud relativa de los dedos, los pies se clasiñcan en: pie griego, cuando el dedo gordo es más corto que el segundo y cada uno de los siguientes va haciéndose más corto con relación con el segundo; pie cuadrado, cuando el dedo gordo es aproximadam ente igual al segundo y los demás van decreciendo en longitud, y pie egipcio, cuando el dedo gordo es más largo que el segundo y los demás progresivamente más cortos.

Fórmula metatarsal Si examinamos radiografías de antepiés, encontramos tres tipos de terminación de los m e­ tatarsianos: a) Índex minus, cuando el primer metatarsiano es más corto que el segundo y

228

A. Viladot Voegeli

9%

22%

28%

56%

69%

In d e x p lu s

B

C

Figura 15-5. A. Fórmulas metatarsal y digital. B. Apoyo de las cabezas metatarsianas. C. Arco metatarsal en el plano horizontal.

16 %

C a p í t u l o 1 5 . Biom ecánica del pie___________________________________________________________

2^

los demás cada vez más cortos; b) index plus minus, el primero y el segundo son sensible­ mente iguales, y c) index plus, el primer metatarsiano es más largo que el segundo. Cualquiera de estos tipos de fórmula metatarsal o digital es completamente normal y pueden combinarse entre sí de manera indistinta. Ahora bien, existe mayor frecuencia de alteraciones biomecánicas del antepié en los casos del dedo gordo largo de tipo egipcio. Cuando se combina con un metatarsiano débil, corto y en varo, aparece el hallux valgus. Cuando lo hace con un prim er metatarsiano index plus, potente y recto, existe una pre­ disposición al hallux rigidus o a la sesamoiditis.

Apoyo metatarsal En la actualidad pueden considerarse superadas tanto la vieja teoría del trípode, según la cual el pie sólo se apoyaba por las cabezas del primero y quinto metatarsianos, com o su contraria, defendida por algunos autores alemanes, de que el máximo apoyo recaía en la cabeza de los metatarsianos centrales, basándose en la frecuencia de las callosidades en esta región. Desde los trabajos de M orton (1935), la mayoría de autores admite que todos los metatarsianos soportan carga (fig. 15-5B). Si consideramos com o de seis unidades la carga que llega al antepié, una unidad cae en cada uno de los últimos metatarsianos y dos a través de cada uno de los sesamoideos en el prim er metatarsiano que está más desa­ rrollado y es por tanto más potente. El primer metatarsiano soporta, com o mínim o, el doble de peso que cada uno de los restantes. Con el pie en situación de carga no existe por tanto el arco anterior que describían los autores clásicos en el plano frontal. Este arco sólo lo podemos encontrar con el pie en descarga. Ahora bien, tal com o señala Lake (1952) (fig. 15-5C ),lo s metatarsianos forman un tronco de cono que se ensancha ligeramente de atrás adelante y que al llegar al suelo forman un arco de concavidad posterior en el plano horizontal. La desestructuración de este arco por diferencias en la longitud de los diferentes m etatarsianos es causa de im ­ portantes metatarsalgias de origen biomecánico. La tendencia natural del antepié, bajo el efecto del peso del cuerpo, es abrirse com o un abanico en el plano transversal y a la desalineación de las cabezas metatarsianas en el pla­ no frontal. Para evitar estos movimientos tienen especial relevancia la acción de los liga­ mentos y músculos. Entre los ligamentos los más im portantes son el ligamento de Lisfranc, ya com entado, y el ligamento intermetatarsiano transverso, refuerzo de la fascia plantar que evita que los metatarsianos se desparramen. La misma acción es ejercida de forma activa por el fascículo transverso del abductor del hallux. La acción de los músculos y ligamentos en las articulaciones metatarsofalángicas se ex­ pone más adelante en el apartado de la cinemática de estas articulaciones.

Cinemática El pie posee un conjunto de articulaciones que le permiten el movimiento en los tres pla­ nos del espacio. Estos m ovim ientos son de flexión-extensión, rotación interna (aducción)-rotación externa (abducción) y pronación-supinación. Desde un punto de vista funcional podemos agrupar las articulaciones en dos grandes grupos: 1. Articulaciones de acomodación. Tienen com o misión amortiguar el choque del pie con el suelo y adaptarlo a las irregularidades del terreno. Son las articulaciones del tarso y tarsometatarsianas.

230

A. Viladot Voegeli

B

Carilla articular escafoides

Ligamento en Y de Chopart

Ligamento calcaneocuboideo

Figura 15-6. A. Ligamentos de la articulación subastragalina.

Subastragalina anterior

B. Acetabulum pedis.

2. Articulaciones de movimiento. Tienen principalmente una función dinámica, siendo fundamentales para la marcha. Son la del tobillo y las de los dedos.

Articulaciones de acomodación Articulaciones subastragalina y de Chopart Su acción se ejerce conjuntamente, por lo cual las estudiamos en el mismo apartado. La articulación subastragalina se halla formada, a su vez, por dos articulaciones: una posteroexterna y otra anterointerna. Ambas tienen una sección irregularmente esférica, pero con la particularidad de que en la posterior la parte convexa se encuentra en la ca­ rilla inferior (calcánea), mientras que en la anterior se encuentra en la superior (astragalina). Esta particularidad hace que la subastragalina sea una artrodia, siendo muy difícil, desde el punto de vista geom étrico, que se deslicen a la vez una encima de otra sin que aparezca una cierta incongruencia en alguna de ellas. Son francamente concordantes en posición intermedia, pero discordantes en posición extrema. Además de la cápsula articular, ambas subastragalinas se encuentran unidas por una serie de formaciones ligamentosas (fig. 15-6A ). En la parte externa, en el seno propia­

C a p í t u l o 1 5 . Biom ecánica del pie___________________________________________________________ ^

mente dicho, se encuentran fibras muy laxas, la retinácula, procedentes de expansiones de la aponeurosis del pedio y del ligamento anular. Más hacia dentro, hallamos el liga­ mento cervical que impide la inversión del pie. Hacia la parte interna, ya en el canal del tarso, se encuentra el potente ligamento interóseo, formado por un fascículo posterior de dirección más o menos transversa y que refuerza por delante la cápsula de la subastragalina posterior, y un fascículo anterior, de dirección más sagital, colocado en la pro­ fundidad del seno del tarso, más cercano a la subastragalina anterior. En el vértice del ángulo que forman estos dos ligamentos. De Doncker y Kowalski (1970) han descrito un potente refuerzo situado en la parte más profunda del seno del tarso, en el vértice del triángulo formado por la subastragalina posterior, y que constituiría el eje sobre el cual gira ésta. Estos ligam entos se tensan y enrollan sobre sí m ism os en los m ovim ientos forzados de inversión y eversión, con una función muy semejante a la que realizan los li­ gamentos cruzados de la rodilla. Diversos autores han comprobado la riquísima inervación, tanto en fibras mielínicas com o amielínicas, de estos ligamentos. Es interesante resaltar que las terminaciones ner­ viosas se localizan sobre todo en la parte externa del seno, junto con las fibras laxas de la retinácula; casi no existen en el interior del ligamento interóseo. La irritación de estas ter­ minaciones nerviosas provocaría un reflejo axónico, principal responsable de la contractura de los peroneos, tan frecuente en los trastornos de la región. La articulación de Chopart está formada, en la parte externa, por la superficie articu­ lar anterior del calcáneo y la posterior del cuboides. Ambos huesos se encuentran uni­ dos por el potente ligamento calcaneocuboideo inferior que, con sus dos fascículos, es­ tabiliza el denominado pie calcáneo o pie de apoyo. La parte interna se halla constituida por la cara articular anterior de la cabeza del astrágalo, de forma esférica, y por la carilla articular posterior del escafoides, de forma cón­ cava. Esta última va ampliando su superficie articular (fig. 15-6B) en la parte inferior con el ligamento calcaneoescafoideo plantar o ligamento en ham aca que constituye un im ­ portante soporte plantar para la cabeza del astrágalo e impide su caída. En la parte inter­ na y plantar encontram os también el fascículo directo del tendón tibial posterior que, al insertarse en el tubérculo del escafoides, contribuye a estabilizar la cabeza del astrágalo en posición. En la parte externa se encuentra el ligamento en Y de la articulación de C hopart, el cual está formado por dos fascículos de origen común en la porción dorsal de la apófisis m ayor del calcáneo: el interno se dirige al escafoides y el externo al cuboides, m ante­ niendo la estabilidad de la articulación. A éste conjunto de estructuras que forman la articulación astragaloescafoidea, algunos autores la denominan coxa pedís, por su semejanza con la articulación de la cadera. La di­ ferencia estribaría en que, mientras en la cadera es la cabeza del fémur la que se mueve dentro del cotilo, aquí es el acetabulum peáis el que se mueve alrededor de la cabeza del astrágalo. Los movimientos de la articulación subastragalina se realizan en torno al eje de Henke (fig. 15-7A) que, penetrando por la cara superointerna del cuello del astrágalo, pasa a tra­ vés del seno del tarso y emerge por la parte posteroexterna del calcáneo. Form a un án ­ gulo de 16° con el plano longitudinal y de 42° con el transverso. Los m ovim ientos de la articulación de C h op art se realizan alrededor de dos ejes (fig. 15-7B). El eje longitudinal forma un ángulo de 15° con el plano horizontal y de 9° con el plano sagital y se dirige de arriba abajo, de delante atrás y de dentro afuera. A tra­ vés de él se realizan los movimientos de abducción-aducción. El segundo eje es oblicuo y se dirige de arriba abajo, de dentro afuera y de delante atrás formando un ángulo de 52°

232

A. Viladot Voegeli

Figura 15-7. A. Eje de la articulación subastragalina. B. Ejes de la articulación de Chopart.

con el plano horizontal y de 57° con el plano sagital. Alrededor de este eje se realizan los movimientos de flexión y extensión del mediopié. Con el astrágalo fijo, el calcáneo realiza cuatro movimientos: 1. Descenso de la porción anterior, en flexión, colocándose en equino. 2. Desplazamiento hacia dentro en aducción, colocándose en varo. 3. Gira hacia dentro, haciendo que su cara plantar mire hacia dentro, colocándose en su­ pinación. Farabeuf ha comparado estos movimientos a los de un barco, diciendo que el “calcáneo cabecea, vira y oscila bajo el astrágalo”. 4. M ovimiento de deslizamiento hacia atrás del calcáneo, de form a que la extremidad anterior de éste queda en una situación más posterior a la del astrágalo. Este movim iento fue descrito por prim era vez por Viladot en 1963, junto con Roig Puerta y Escarpenter, basándose en estudios cinerradiológicos. Es muy evidente en el pie infantil, exagerado en los pies laxos, disminuye en el adulto, y desaparece precozmente tanto en las artrosis com o en las artritis de esta articulación. Este conjunto de movimientos constituyen la inversión del pie, que alcanza 30°. En la eversión que llega a 1 0 °, los movimientos se realizan en sentido contrario, de manera que el calcáneo se coloca en talo, en valgo, en pronación y hacia delante del astrágalo. En la articulación mediotarsiana, estos movimientos se amplían de m anera que en la inversión; aj el escafoides se desplaza hacia dentro de la cara astragalina y realiza un li­ gero movimiento de supinación, y el cuboides sigue al escafoides, deslizándose hacia dentro del calcáneo, al mismo tiempo que supina. En la eversión se efectúan los mismos movimientos en sentido contrario.

233

C apítulo 15. Biomecánica del pie

Calcáneo

Escafoides y cuboides

Inversión

Eversión

Flexión plantar Aducción Supinación Aducción Supinación

Flexión dorsal Abducción Pronación Abducción Pronación

Deben hacerse tres importantes observaciones: 1. Estos movimientos siempre se realizan a la vez. No hay posibilidad de flexoextensión de la articulación subastragalina, si al mismo tiempo no se realizan todos los demás movimientos. Por ello, en la anquilosis del tobillo, en que se fuerza la flexión plantar de esta articulación, el pie se va deformando en varo. 2. El calcáneo, escafoides y cuboides permanecen solidarios. Existe un movimiento con­ junto de todos estos huesos en torno al astrágalo. Por ello, en las luxaciones traumáticas de la subastragalina existe un desplazamiento total del pie, por debajo y por delante del astrágalo. En el pie zambo, las mismas formaciones realizan un movimiento de in­ versión haciéndose paralelos los ejes del astrágalo y calcáneo, al contrario de lo que ocurre en el pie plano, en que aumenta la divergencia de los mismos ejes. 3. Las articulaciones del tobillo, subastragalina y de Chopart, tal como indica Inmann, tra­ bajan de forma conjunta. Puede compararse la articulación subastragalina a una bisagra que conecta un elemento vertical (la pierna) con uno horizontal (el pie). La rotación in­ terna de la pierna se acompaña de una eversión del pie y la rotación externa de una in­ versión. Durante la m archa (fig. 15-8A ), en el m om ento de contacto del talón con el suelo, la tibia realiza un movimiento de rotación interna, el tobillo de flexión plantar y el retropié se coloca en valgo. En esta posición los ejes en el plano frontal de la articula­ ción astragaloescafoidea y calcaneocuboidea se encuentran en posición paralela lo que permite libertad de movimiento en su interior. Esta flexibilidad que adquiere el pie sirve para amortiguar su impacto con el suelo y la adaptación al terreno. En el momento de iniciar el despegue la tibia realiza una rotación externa y, por acción del tríceps sural y del tibial posterior, el tobillo realiza una flexión plantar y el retropié se sitúa en varo. En esta posición los ejes de las articulaciones astragaloescafoidea y calcaneocuboidea se hacen divergentes (fig. 15-8B) y la articulación mediotarsiana se bloquea. En esta situación el pie adquiere una rigidez que le permite soportar todo el peso del cuerpo sobre el antepié. En el mecanismo de bloqueo-desbloqueo de la articulación de Chopart que com o se observa está controlada desde detrás por la posición de la subastragalina, participa tam bién la form a de la cabeza del astrágalo, la cual no es una hemiesfera perfecta sino que su radio de curvatura es diferente en el plano sagital y transversal. En situa­ ción de eversión el astrágalo muestra al escafoides su radio de menor curvatura favo­ reciendo la movilidad. En inversión ocurre lo contrario, la cabeza del astrágalo queda perfectamente encajada con el escafoides favoreciendo la estabilidad.

Articulaciones entre los huesos del tarso anterior Las articulaciones de los huesos del tarso anterior son las siguientes: • La escafocuboidea, entre escafoides y cuboides. Las tres escafocuneanas, entre escafoides y cuñas.

234

A. Viladot Voegeli

Figura 15-8. A. Interrelación de las rotaciones de la tibia y el pie. B. Mecanismo de bloqueo y des­ bloqueo de la articulación de Chopart.

• Las dos intercuneanas, entre las cuñas. • La cunecuboidea, entre el tercer cuneiforme y el cuboides. Corresponden al grupo de las artrodias. Están unidas por ligamentos dorsales y plan­ tares, así com o por algún ligamento interóseo, cortos y resistentes. Tienen muy poca movilidad, sólo realizan algún movimiento de deslizamiento, y su función es de mera adaptación.

Articulación de Lisfranc Su misión es la de adaptación al suelo del apoyo metatarsal. De Doncker y Kowalski (1970) han realizado una cuidadosa revisión de la fisiología de la articulación de Lisfranc. Estos autores consideran tres articulaciones tarsometatarsianas (fig. 15-9): interna, formada por la primera cuña y el primer metatarsiano; media, formada por dos cuñas y los dos metatarsianos centrales, y externa, constituida por el cuboides y los dos metatarsianos externos. Cada una de estas articulaciones se halla reforzada por una serie de ligamentos d or­ sales y plantares, así com o por unos ligamentos interóseos. De estos últimos, los princi­ pales son: el llamado ligamento de Lisfranc que une el segundo metatarsiano al primer cu­ neiforme, y es la clave de esta articulación, y otro que se extiende desde el segundo y tercer metatarsianos a los dos cuneiformes siguientes. La articulación interna form a una línea ligeram ente cóncava hacia atrás, cuyo eje mayor, prolongado hacia fuera, cortaría el quinto metatarsiano aproximadamente por su

{

C a p í t u l o 15. Biomecánica del pie

235

)Ooo Figura 15-9. Articulación de Lisfranc interna, media y externa. Su efecto en el apoyo de las cabezas metatarsianas.

porción media. Algunos autores consideran que una mayor oblicuidad o una dirección arciform e de la articulación cuneom etatarsiana, facilitaría la desviación del metatarso en varo y con ello el hallux valgus. En la articulación externa cabe destacar que el plano de ésta es ligeramente oblicuo ha­ cia abajo y hacia dentro, en especial en la articulación entre el quinto metatarsiano y el cuboides, en el cual el eje que prolongaría el plano articular tocaría el prim er m etatar­ siano por su porción más distal. En conjunto, la posibilidad de m ovim iento en la articulación de Lisfranc media es mucho más limitada que los movimientos en las articulaciones de Lisfranc laterales. La central sería prácticamente rígida, en tanto que, la externa y la interna tendrían una am ­ plia movilidad hacia abajo y adentro. La central actúa com o el cuerpo de un pájaro y.las laterales, com o las alas de éste. Estas últimas poseerían un efecto estabilizador. Cuando le­ vantamos el pie del suelo, se dirigen hacia abajo el primer metatarsiano y los dos últimos, mientras que se colocan en el plano horizontal cuando se carga el pie. Por eso, con el pie en descarga descienden más el primero y el quinto metatarsianos, y aparece el arco trans­ verso lo cual no ocurre con la bipedestación.

Articulaciones de movimiento No tratam os en este apartado la articulación del tobillo que ya ha sido comentada en el capítulo anterior.

236____________________________________________________________________________ A. Viladot Voegeli

B

Figura 15-10. Cinemática de los dedos. A. Dedo gordo. B. Dedos laterales.

Articulaciones de los dedos Las articulaciones metatarsofalángicas, complementadas por las interfalángicas, consti­ tuyen junto con el tobillo lo que nosotros hemos denominado “articulaciones de m ovi­ miento”, dada su importancia durante la marcha. Debe diferenciarse, por una parte, la articulación del dedo gordo, y por otra, las de los restantes dedos. La articulación metatarsofalángica del dedo gordo, además de la cabeza metatarsiana y la cavidad glenoidea de la falange, tiene en su cara plantar el sistema glenosesamoideo, formado por el cartílago glenoideo, que amplía la cavidad de la falange con la que se ha­ lla íntimamente solidario, y en el interior de la cual existen unas osificaciones muy unidas al resto del cartílago, los dos sesamoideos, cuya unión está reforzada, a su vez, por un li­ gamento intersesamoideo. En los sesamoideos se insertan los músculos plantares cortos de la parte interna del pie (en el interno, el flexor y el aductor; en el externo, el flexor y los dos fascículos del ab­ ductor), cuya fuerza, es transmitida al dedo gordo a través de los ligamentos glenofalángicos. Son com o una rótula que lleva la contracción muscular hacia el dedo gordo, el cual es mantenido con fuerza contra el suelo durante la posición de puntillas, con lo cual con­ servan el equilibrio de todo el cuerpo humano en esta postura. Com o ha resaltado Lake (1952), gracias a este sistema, en los movimientos de flexoextensión del metatarsiano, la cabeza de éste gira sin trasladarse, manteniendo constante­ mente aplicado al suelo todo el dedo (fig. 15-lOA). La articulación metatarsofalángica de los cuatro últimos dedos se halla posterior a la primera falange. Al no disponer del sistema glenosesamoideo, durante la flexoextensión la cabeza del metatarsiano cuando gira se desplaza empujando hacia delante las falan­ ges; éstas (fig. 15-lOB), frenadas en su parte distal por los tendones flexores y extensores largos, se apelotonan sobre sí mismas, y tienden a form ar dedos en “garra” con luxación dorsal de la metatarsofalángica. Ésta no llega a ser completa gracias a los músculos lum-

C a p i t u l o 1 5 . Biom ecánica del pie___________________________________________________________ ^

bricales e interóseos que, en la flexión dorsal de los dedos, aplican la prim era falange al suelo, y facilitan así el equilibrio en posición de puntillas. En resumen podemos decir que el conjunto de las articulaciones del pie realizan los movimientos de flexión-extensión, rotación interna (adu cción )-rotación externa (ab­ ducción) y pronación-supinación.

Flexión-extensión En la flexión desciende la porción anterior y asciende la posterior: decimos que el pie se coloca en equino. En la extensión, sube la porción anterior y baja la posterior: decimos que el pie se coloca en talo. Este movimiento puede ser realizado aisladamente por los de­ dos, y en menor grado por el tarso. Las articulaciones encargadas de estos m ovim ientos son: tibioperoneoastragalina, subastragalina y de Chopart, metatarsofalángicas e interfalángicas.

Rotación interna (aducción)-rotadón externa (abducción) Según que el eje longitudinal del pie se dirija hacia dentro o hacia fuera del eje medio del cuerpo. Estos movimientos tienen lugar en su máxima amplitud por encima del pie, en la articulación coxofemoral. Además de este movimiento general del pie, existen otros más pequeños de abducción y aducción en las articulaciones subastragalina y de Chopart.

Pronación-supinación En la pronación, la planta m ira hacia fuera y el pie se coloca en valgo. En la supinación, la planta mira hacia dentro, colocándose el pie en varo. Estos movimientos tienen lugar en el retropié, a nivel de las articulaciones subastragalina y de Chopart, y en el antepié en la de Lisfranc. Debe destacarse que los movimientos de estas articulaciones no pueden realizarse ais­ lados sino que se efectúan de form a conjunta constituyendo los movimientos de inver­ sión y eversión del pie que ya han sido comentados. Los músculos encargados de estos movimientos se engloban en dos grandes grupos: a) músculos largos o extrínsecos, cuyo vientre muscular se encuentra por encima del to­ billo y el tendón termina en el pie, y b) músculos cortos o intrínsecos, que empiezan y ter­ minan en el propio pie. Los músculos largos situados en la pierna se clasifican en cuatro grupos según su to­ pografía y función: 1. Grupo anterointerno. Está formado por los extensores de los dedos y el tibial anterior. Cuando actúan normalmente los lumbricales e interóseos, que mantienen fijos los de­ dos al metatarsiano, la acción conjunta de este grupo muscular es la flexión dorsal del pie. El tibial anterior, junto con el posterior, también tiene una acción inversora. 2. Grupo externo. Está constituido por los peroneos y tiene com o función principal la eversión del pie; secundariamente, son flexores plantares. Duchenne de Boulogne ya in­ dicó la importancia del peroneo lateral largo en el mantenimiento de la bóveda plantar. 3. Grupo posterior superficial. Es, con m ucha diferencia, el más potente. Form ado por el tríceps sural que a través del tendón de Aquiles es un flexor plantar. 4. Grupo posterior profundo. Form ado por los flexores de los dedos y el tibial posterior, que es otro flexor plantar. El flexor propio del dedo gordo adquiere especial im por­

238____________________________________________________________________________ A. Viladot Voegeli

tancia al presionar el dedo contra el suelo en la fase de despegue de la marcha. En con­ junto, los flexores de los dedos, más que flexionarlos, son “presores” de los dedos con­ tra el suelo en la fase de despegue del paso. El tibial posterior ayuda al anterior en su función de inversión. Los músculos cortos se dividen en tres grupos: 1. Grupo interno del dedo gordo. Constituido por el abductor, el aductor y el flexor del hallux, y cuya función ya se ha descrito. 2. Grupo externo del quinto dedo. Es mucho menos importante que el anterior, también está formado por el flexor y el abductor, que flexiona el dedo hacia dentro. 3. Grupo central. Está constituido por el flexor corto y el cuadrado carnoso, cuya función es mantener la bóveda plantar durante la marcha. Los lumbricales e interóseos m an­ tienen alineados los dedos en relación con los m etatarsianos, evitando su luxación dorsal “en garra” com o ocurre en el pie cavo.

Cinética En posición bipodal el peso del cuerpo es transm itido por la pelvis al suelo a través de las extremidades inferiores. Cada pie soporta por tanto la mitad del peso del cuerpo. Cuando las fuerzas llegan al pie el primer hueso que encuentran es el astrágalo, cuya principal función cinética es distribuir las fuerzas hacia los diferentes puntos de apoyo. Al estudiar las fuerzas en el plano sagital (fig. 15-11 A) se ha podido com probar por análisis baropodom étrico que el 60 % de las fuerzas se dirigen al calcáneo y el 40 % al antepié. Esta proporción varía considerablemente al levantar el talón del suelo en que aumenta la carga que recibe el antepié. En el plano transversal (fig. 15-1 IB) el astrágalo también desempeña el papel de dis­ tribuidor de cargas. Hacia atrás, transmite la mayor parte de la carga, que llega al suelo a través de la tuberosidad del calcáneo. Hacia delante, una parte de la fuerza se transmite a través de la cabeza del astrágalo a las cuñas y a los tres primeros metatarsianos, es decir, al llamado pie dinámico. En el lado externo, las fuerzas llegan al suelo a través de calcáneo, cuboides y metatarsianos, es decir, al “pie estático”. En el antepié, com o se ha comentado, la carga se distribuye a través de todos los m e­ tatarsianos, con la particularidad de que el primero, anatómicamente el más dotado, ab­ sorbe com o m ínim o el doble de fuerza que cada uno de los restantes, y la transm ite al suelo a través de los sesamoideos. Esta descripción estática de la mecánica podálica es sólo un aspecto de la realidad. El pie no es una estructura absolutamente rígida, sino que está constituido p or una serie de articulaciones, en especial aquellas que hemos denominado de adaptación o am orti­ guación, que le confieren una form a variable, lo cual le convierte en un eficaz muelle cuando choca con el suelo y permite que se acomode con facilidad a las irregularidades del terreno. En esta función amortiguadora desempeña un papel fundamental la fascia y la m us­ culatura corta plantar. Situadas en la planta del pie a modo de cuerda que tensa un arco, actúan soportando fuerzas de distracción y com o mecanismo de absorción energético. Por otra parte, la fascia, al tener su inserción distal a nivel de los dedos, cuando el pie se apoya en el antepié en el m om ento del despegue de la m archa y los dedos están en dorsiflexión, queda tensada aproximando el talón al antepié (fig. 1 5 -1 IC ). Ello constituye un

C a p i t u l o 15. Biom ecánica del pie

239

B

Figura 15-11. Cinética. A. Distribución de fuerzas en el plano sagital. B. Distribución de fuerzas en el plano transversal. C. Función de la fascia plantar.

mecanismo que, junto al bloqueo de la articulación de Chopart ya com entado, contri­ buye a la rigidez del pie en esta posición y facilita la transmisión de carga al antepié. Para Hendrix, existen dos barras de torsión de tipo cardan, que actuarían también como amortiguadores: una vertical en el retropié, formada por los ejes de la tibia y el calcáneo, ya

240

A. Viladot Voegeli

B

Figura 15-12. Sistemas trabeculares. A. 1: sistema de proyección anterior; 2: sistema talámico; 3: sis­ tema de cohesión interna; 4; sistema aquíleo. B. Sistema maleolar. C. Sistemas metatarsianos.

que este último no se encuentra en la prolongación sino por fuera del primero; y otra en el plano horizontal, con una parte posterior formada por el calcáneo y otra anterior formada por el tercero y cuarto metatarsianos. Más hacia el antepié, la rigidez de la parte central de la articulación de Lisfranc, junto con la mayor movüidad de las porciones interna y exter­ na de ésta, permiten una constante acomodación y adaptación del apoyo metatarsal. C om o ya se ha comentado en el capítulo 3, sabemos por la ley de Wolff que el hueso adapta su form a y estructura a las solicitaciones mecánicas que recibe. Si estudiamos la trabeculación de los huesos del pie, obtenemos una representación plástica de las fuer­ zas a las que son sometidos (fig. 15-12). Los sistemas trabeculares más importantes son los siguientes: 1. Sistemas de proyección posterior o talámicos. Parten de la tróclea astragalina, discurren hacia atrás y abajo y, a través de la articulación subastragalina posterior, llegan a la gran tuberosidad del calcáneo. 2. Sistemas de proyección anterior. Parten del astrágalo y se dirigen al escafoides, cuñas y tres primeros metatarsianos. Otro grupo de trabéculas de este sistema, menos importan­ tes, se dirigen hacia la cara anterior del calcáneo, cuboides y dos últimos metatarsianos. 3. Sistemas transversales. Form an una serie de arcos frontales que, de atrás adelante, mantienen las fuerzas que actúan sobre la bóveda en sentido transversal. Desapare­ cen en el tercio posterior de los metatarsianos, ya que en el antepié no actúan fuerzas en sentido transversal. 4. Sistemas de cohesión interna. Propios de cada hueso y que se encargan de la integri­ dad de cada una de las piezas óseas del pie. De esta form a no son aplastados por las fuerzas externas que reciben.

C a p i t u l o 15. Biom ecánica del pie

241

5. Sistema maleolar. Se dispone a m odo de dos abanicos de origen peroneal y tibial, cada uno de los cuales se extiende con un haz anterior, medio y posterior. Sirven para transmitir la carga proveniente de los maléolos. 6 . Sistemas para la estabilización del talón. Son el sistema posteroinferior del calcáneo y el sistema sustentaculum tali. El prim ero denom inado también sistema aquíleo, sirve para transmitir la fuerza ejercida por el tendón de Aquiles a la planta del pie, y cons­ tituye la “rótula” del sistema aquíleo-calcáneo-plantar. El sistema sustentaculum tali ya ha sido descrito al com entar la estabilidad del talón. Se dirige verticalmente desde la parte interna de la tibia por el astrágalo hasta el calcáneo pasando por la carilla arti­ cular anterointerna. 7. Sistemas metatarsianos. Presentan tres sistemas trabeculares: longitudinal superior, longitudinal inferior y un sistema transversal de cohesión interna que se localiza sobre todo en las epífisis proximales y distales. Este sistema transversal se encuentra espe­ cialm ente desarrollado en la estiloides del quinto m etatarsiano p ara sop ortar las fuerzas del peroneo lateral corto. Los sistemas longitudinales sirven para transm itir la carga del retropié al antepié. Con el pie en movimiento, en especial durante la marcha y más aún en la carrera y en el salto, al peso se suman las fuerzas de la acción muscular y la inercia del movimiento. El pie en conjunto actúa como la palanca de segundo género a la que se ha hecho referencia en la biomecánica del tobillo. Mediante cálculos matemáticos, se comprueba que las fuerzas de compresión a que están sometidas las diferentes piezas óseas del pie alcanzan alrededor de 300 kg. Las fuerzas de tracción de tendones y ligamentos se acercan a los 200 kg. En la dinámica cobra especial im portancia la función de los dedos del pie. Al flexionarse y presionar el suelo alivian la carga de los metatarsianos. La potencia de los flexo­ res ayuda a situarse en posición de puntillas. En el último m om ento de la fase de apoyo de la m archa y en el salto, el dedo gordo soporta no sólo el peso del cuerpo sino toda la energía cinética de éste.

b ib l io g r a f ía

Angulo Carrere MT, Llanos Alcázar LF. Cinemática y Cinética En; Biom ecánica, Medicina y Cirugía del Pie. Masson, 1997. De Doncker E, Kowalski C. Le pied normal et pathologique. Acta Orthop Belga 1970; 36: 386. Fernández Fairén M , Llanos Alcázar LF. Estructura funcional del pie. En: Biomecánica, Medicina y Cirugía del pie. Masson, 1997. Lake N. The foot. Balliere Tindell and Cox. Baltimore: Williams and Wilkins, 1952. Llanos Alcázar LF. Biomorfología en Biomecánica, Medicina y Cirugía del pie. Masson, 1997. Mann R. Biomechanics. En: ¡ahss MH, ed. Disorders o f the foot. Philadelphia: W.B. Saunders, 1982. Manter IT. Movements o f the subtalar and transverse talar jcints. Anat Rec 1941; 80: 397. Miralles R. Lesiones producidas por la inversión del pie. Zona de inversión. Chir del piede 1983; 7: 17. M orton DJ. The human foot. Its evolution, physiology and functional disorders. New York: Columbia University Press, 1935. Pisani G. Trattato di chirurgie del piede. Torino: Minerva Medica, 1993. Viladot A. Patología del antepié, 3.“ ed. Barcelona: Toray, 1981. Viladot A y cois. Quince lecciones sobre Patología del pie. Barcelona: Toray, 1989. Viladot A, Lorenzo JC, Salazar J, Rodríguez A. The subtalar joint: Embryology and morphology. Foot Ankle 1984; 5: 55. Viladot A, Roig Puerta J, Escarpenter J. Fisiopatología del tarso posterior. Podologie 1963; 2: 33.

Capítulo 16

Estudio de la marcha humana A . ViLADOT VOEGELI

Introducción La m archa bipodal, la forma más característica de desplazarse del hombre, se ha defini­ do de diferentes maneras: “sucesión de pasos”, “movimiento por sucesión alternante del apoyo de un pie o de los dos” o com o “form a de locom oción bipodal con actividad al­ ternante de los miembros inferiores y mantenimiento del equilibrio dinámico”. Es decir, la m archa es una form a de locom oción en la cual el hom bre erecto en m ovim iento es soportado de manera alternativa por ambas extremidades inferiores. La m archa humana, más que el desarrollo de un reflejo innato, parece ser un proce­ so aprendido; todos podemos observar las tentativas que realiza un niño antes de llegar a caminar. El aprendizaje se desarrolla en fases sucesivas que aproximadamente son las siguientes: a los 8 meses de edad el niño consigue mantenerse en pie unos instantes si se le dan las dos manos, a los 1 0 meses se coloca espontáneamente en pie si tiene algún lugar donde sujetarse, al año consigue cam in ar si se le dan las dos m an os, a los 14-15 meses ya cam ina completamente solo. Ahora bien, la forma de m archa que un in­ dividuo m antiene en la edad adulta no es alcanzada por el niño hasta los 7 -9 años de edad. Antes de esa edad el niño está experimentando con todo su sistema neuro-m úsculo-esquelético, modificando los desplazamientos que tienen lugar en las diferentes par­ tes de su cuerpo, hasta llegar a alcanzar un verdadero control neural, el cual está m ucho más desarrollado en el hom bre que en el resto de los m am íferos que realizan una de­ ambulación cuadrúpeda. Al ser la m archa un proceso que cada persona aprende no es de extrañar que cada una muestre en su desarrollo unas características propias. Estas características perso­ nales vienen dadas por múltiples factores: de una persona a otra pueden diferir la lon­ gitud de los segmentos del cuerpo o la masa de cada uno de ellos; por otro lado, estos segmentos deben ser puestos en movimiento por unas fibras musculares que también pueden ser de diferente longitud o grosor. Hay que destacar que, aunque las diferencias entre individuos pueden ser grandes, las diferencias en las m ediciones angulares du­ rante la mar-cha son pequeñas. De o tra p arte, un m ism o individuo puede variar su m archa en función de diferentes circunstancias com o pueden ser el terreno en que se mueve, el calzado que utiliza, la velocidad a que cam in a o incluso el propio estado emocional. Para el estudio de la m arch a existen diferentes técn icas que se exponen a co n ti­ nuación.

244____________________________________________________________________________ A. Viladot Voegeli

Métodos de estudio de la marcha Métodos cinemáticos Estudian la dinámica del movimiento sin ocuparse de las fuerzas que lo originan.

Inspección. La marcha puede estudiarse por simple observación del individuo mientras camina. Es de gran utilidad el pasillo de espejos de Ducroquet, que consta de un conjun­ to de cinco espejos que permite al observador visualizar simultáneamente todos los pla­ nos del individuo mientras camina. Fotografía. Método complementario del anterior. Se emplea bien la técnica de exposi­ ción múltiple con una velocidad de 26 imágenes por segundo, o la exposición prolonga­ da que permite recoger en una sola imagen varias fases del movimiento. Cinematografía. Evolución natural del anterior. Se filma al individuo mientras camina y, al analizar los fotogramas, podemos apreciar las características del movimiento que tiene lugar cada cincuentava parte de segundo, si utilizamos cámaras habituales. Con cámaras especiales pueden alcanzarse velocidades de 400 fotogramas por segundo. Vídeo. Método con las mismas bases que el anterior para el estudio de la marcha. Tiene la ventaja de ser m ucho más económ ico y el inconveniente de que no se consiguen las mismas velocidades ni la misma calidad de fotografía que con la cinematografía. Conec­ tados a un ordenador suministran información cuantitativa del movimiento.

Cinerradiología. Por este método, complementario del anterior, se obtienen películas de la radiología de determinadas articulaciones mientras se mueven. Tiene la ventaja de que proporciona una descripción muy buena de la cinem ática articular, pero el inconve­ niente de que sólo pueden realizarse en el período de apoyo de la extremidad, ya que el aparato de rayos X y la cám ara no pueden seguir al paciente en el período de oscilación. Acelerómetros. Miden la aceleración de las diversas partes del cuerpo. Se utilizan para valorar la dinámica del centro de gravedad del organismo o de un segmento determina­ do. Este método se utiliza habitualmente en asociación con métodos fotográficos.

Goniométricos y electrogoniométricos. Aplicados sobre la extremidad, miden la movi­ lidad angular de una articulación determinada durante la marcha. Captores plantares. Colocados en diversos puntos de la planta del pie directamente o bien a través de un calzado o plantilla adecuados, captan los momentos en que contacta cada parte de la planta con el suelo y la secuencia de éstos.

Métodos cinéticos Estudian las fuerzas que se producen durante la marcha. Son las siguientes: 1. Plataforma de fuerzas. Registra las fuerzas verticales, laterales, anteroposteriores y de torsión que ejercemos sobre el suelo durante la marcha. Se expresan en porcentajes del peso corporal.

C a p i t u l o 16. Estudio de la m archa hum ana__________________________________________________2 ^

. Captores fijos en el pie. Perfeccionamiento de los empleados en cinemática, miden no sólo el m om ento y tiempo del contacto, sino también la intensidad de la presión que soportan. Presentan el inconveniente de que al cam inar con los captores se resta algo de normalidad a la marcha. 3. Baropodómetros. Se utilizan para analizar las presiones ejercidas en cada punto de la planta del pie a través de una plataforma.

2

Actividad muscular y consumo energético La actividad muscular durante la marcha se estudia mediante la electromiografía. En al­ gunos centros el estudio cinemático se reahza junto con ésta, de manera que podemos sa­ ber qué actividad muscular corresponde a cada fase de la marcha. Se colocan los electro­ dos bien profundamente, bien superficialmente y se transmiten al electromiógrafo por hilos o por radio. El consumo energético de la marcha se estudia a través del consumo de oxígeno. Se va­ lora haciendo cam inar al paciente con un espirómetro. Durante la m archa norm al nuestro aparato locom otor es una máquina sumam ente eficaz. Toda la cinética y cinemática del caminar se destina a la consumición del mínimo núm ero posible de calorías. A hora bien, si se alteran las condiciones de norm alidad, aumenta verticalmente el consumo energético; esto se comprueba en la cojera, cualquie­ ra que sea su causa, o en el uso de prótesis externa o interna. También puede com p ro­ barse que la cirugía correctora o las ortesis disminuyen el consumo energético. Interesa destacar cóm o se reparte el trabajo entre los diversos músculos de la extre­ midad inferior para conseguir siempre el mínimo consumo energético.

Nomenclatura en el estudio de la marcha Antes de poder describir la m archa, debemos definir una serie de conceptos que serán utilizados a lo largo del presente capítulo. • Ciclo de marcha. Intervalo comprendido entre dos choques de talón sucesivos de un mismo pie con el suelo. Un ciclo consta, pues, de dos pasos. Se mide en segundos. • Período de apoyo. Parte del ciclo en que el pie contacta con el suelo. Se mide en se­ gundos. • Período de oscilación. Parte del ciclo en que el pie no contacta con el suelo. Se mide en segundos. • Doble apoyo. Parte del ciclo en que ambos pies contactan simultáneamente con el sue­ lo. Se mide en segundos. • Apoyo unilateral. Un solo pie está en contacto con el suelo. Se mide en segundos. • Velocidad de marcha. Distancia que recorre el cuerpo hacia delante en la unidad de tiempo. Se mide en centímetros o metros por segundo. Está en relación con la longi­ tud de las extremidades inferiores. • Cadencia de la marcha. Es el número de ciclos o pasos por unidad de tiempo. Se mide en ciclos o pasos p or m inuto o pasos por segundo. Lo n orm al son alrededor de 115 pasos por minuto. Aumenta con el uso del tacón alto. • Longitud del ciclo. Distancia entre dos choques consecutivos de talón de un mismo pie. Se mide en metros o centímetros.

246

A. Viladot Voegeli

Primer apoyo bilateral

Primer apoyo unilateral

Segundo apoyo bilateral

Segundo apoyo unilateral

Figura 16-1. Tiempos de la marcha.

Longitud del paso. Distancia entre ambos pies cuando contactan con el suelo. Se mide en centímetros. Disminuye con el tacón alto. Choque del talón. M omento en que el talón contacta con el suelo. M arca el principio y el final del ciclo. Despegue del dedo gordo. Momento en que el dedo gordo deja de contactar con el sue­ lo. Marca el final del período de apoyo y el principio del período de oscilación.

Cinemática Al realizar un estudio de la m archa de diferentes individuos vemos que desaparecen las características personales y aparecen elementos comunes. La m archa normal se realiza en cuatro tiempos (fig. 16-1).

Tiempos de la marcha 1. P rim er doble apoyo. Se caracteriza porque los dos pies contactan con el suelo: uno está iniciando el contacto con el talón mientras que el otro, próxim o a la fase de des­ pegue, se apoya por la cabeza del primer metatarsiano y el pulpejo del dedo gordo. 2. Prim er apoyo unilateral. El pie que en el tiempo anterior sólo se apoyaba por el dedo gordo ha despegado del suelo e inicia su período de oscilación. El peso del cuerpo, por tanto, recae en una sola extremidad. El m om ento en que la pierna oscilante pasa a la altura de la pierna que soporta el peso del cuerpo se denomina “paso de la vertical” y divide el período de oscilación en dos fases, según si la pierna péndulo se encuentra por detrás o por delante del eje de gravedad del cuerpo. 3. Segundo doble apoyo. Es simétrico al prim er doble apoyo, pero aquí el pie que antes despegaba es el que ahora contacta con el talón finalizando su período de oscilación. El otro pie se encuentra apoyado por el dedo gordo, preparándose para el despegue.

C a p i t u l o 16. Estudio de la m archa humana

Pie en apoyo

247

Pie oscilante

Choque del talón Despegue de los dedos Choque del talón

Choque del talón Despegue del talón

7 12 Apoyo bilateral

Despegue de los dedos

_____ ^ ______ ^ ___ ^ 2 Apoyo unilateral

Apoyo bilateral

Choque del talón

100 Figura 16-2. Ciclo de marcha.

4. Segundo apoyo unilateral. Es simétrico al segundo tiempo pero con los pies cambiados: el que antes estaba en período de oscilación ahora se encuentra en período de apoyo y viceversa. Durante los períodos de doble apoyo se realiza la transmisión del peso de una pierna a la otra. Se denom ina doble apoyo posterior o de empuje cuando el pie tom ado com o refe­ rencia está en situación posterior. En esta posición el pie, apoyado por su parte anterior, está acelerando el cuerpo hacia delante. Se denomina doble apoyo anterior o de frenado cuando el pie tomado com o referen­ cia está en situación anterior. En esta posición el pie, apoyado por el talón, está frenando la aceleración del cuerpo hacia delante. Cuando se analiza el ciclo de marcha, es decir, el período de tiempo comprendido en­ tre dos choques de talón consecutivos de un mismo pie, se observa que los tiempos de la m archa descritos tienen lugar en las proporciones indicadas en la íigura 16-2. Hay que destacar que a medida que aum enta la velocidad de m archa, disminuye el tiem po del doble apoyo, el cual desaparece del todo en la carrera. En el curso de ésta los dos pies nun­ ca contactan simultáneamente con el suelo.

Fases de apoyo plantar Clásicamente se aceptaba que el pie en contacto con el suelo se apoyaba en cuatro fases sucesivas: a) choque del talón; b) apoyo del talón, borde externo y antepié; c) apoyo del antepié, y d) despegue del antepié finalizando por el dedo gordo. Viladot realizó un estudio óptico-cinematográfico en el pasillo de espejos de D ucrocquet sobre 2 0 0 pies norm ales y pudo observar que la form a clásica de desarrollo del paso sólo tiene lugar en el 30 % de los individuos. En el 70 % de los casos restantes el de­ sarrollo del paso tiene lugar en la forma descrita por Leliévre (fig. 16-3): a) choque del ta-

248

A. Viladot Voegeli

f

e

Figura 16-3. Fases de apoyo plantar.

lón; b) apoyo del talón y antepié; c) apoyo del talón, antepié y apoyo fiigaz del borde ex­ terno; d) apoyo del antepié, y e ) despegue del antepié finalizando por el dedo gordo. Estas fases de apoyo plantar han sido confirmadas en la actualidad mediante la baropodometría electrónica. Es decir, durante la m archa el pie normal se com porta com o si fiiese cavo, y sólo exis­ te un apoyo muy fugaz del borde externo. El 30 % de pies que se apoyan en la form a clá­ sica tienen una cierta insuficiencia de la bóveda plantar.

Mecanismo de la marcha Si nos planteamos el mecanismo por el que se produce la marcha debemos tener en cuen­ ta que el cuerpo humano al caminar se com porta com o un sistema físico y com o un o r­ ganismo biológico y, por consiguiente, está sujeto tanto a las leyes físicas del movimien­ to com o a las leyes biológicas de la acción m uscular. Inm an (1 9 8 1 ) ha planteado las hipótesis de que el cuerpo humano integra el movimiento de todos sus segmentos y la ac­ tividad muscular para disminuir al máximo la energía necesaria para dar un paso. Rals­ ton ha estudiado los requerimientos energéticos de una persona adulta norm al cam i­ nando a diferentes velocidades y ha comprobado que toda persona tiene una velocidad de marcha que requiere un mínimo de energía y, que al cam inar más deprisa o más despa­ cio, el requerimiento energético varía. Se ha calculado que la velocidad de m archa que re­ quiere m enor coste energético es de 4,5 km/hora, aproximadamente. Si queremos estudiar cóm o se realiza el gasto energético durante la marcha y los m e­ canismos que posee el cuerpo humano para hacer que ese gasto sea mínimo, nos intere­ sa analizar los desplazamientos que sufre el centro de gravedad del cuerpo que aproxi­ madamente se sitúa por delante de la segunda vértebra sacra.

Desplazamiento vertical del centro de gravedad Durante la marcha el cuerpo sufre un rítmico desplazamiento hacia arriba y abajo, lo que puede observarse con facilidad en un desfile cuando hay un soldado que lleva el paso cambiado. Este desplazamiento vertical (fig. 16-4) está en íntima relación con la locom o­ ción bipodal: en las fases de doble apoyo en que las dos piernas están separadas en con­ tacto con el suelo, el centro de gravedad se encuentra en el punto más bajo; en las fases de apoyo unilateral en que el cuerpo es propulsado por encima de la pierna extendida, el

C a p i t u l o 16. Estudio de la m archa hum ana

249

Figura 16-5. Rotación pélvica en plano horizontal.

centro de gravedad alcanza su punto más alto. Saunders y cois. (1953) han medido la dis­ tancia entre estos dos puntos extrem os, com probando que es de 4 o 5 cm . Por tanto el cuerpo durante la m archa debe ascender y descender a esa distancia, para lo que requie­ re un gasto energético. Se ha com probado que el centro de gravedad en su desplaza­ miento describe una curva sinusoidal que es la que requiere un m enor consumo energé­ tico. Para conseguir este desplazamiento sinusoidal existen una serie de movim ientos coordinados de la extremidad inferior que se realizan en los tres planos del espacio. La pelvis, la cadera y la rodilla actúan de manera coordinada para disminuir la amplitud de la curva m ientras que la rodilla, el tobillo y el pie trabajan para suavizar los cam bios de sentido de la curva. M

o v i m i e n t o s d e l a p e l v is

La pelvis contribuye al desplazamiento suave del centro de gravedad con tres movimien­ tos. En el plano horizontal (fig. 16-5) realiza un m ovim iento de rotación parecido al movimiento de un compás que puede desplazarse sin cambiar la altura de la cruz. En el m om ento de despegar el pie del suelo, la pelvis empieza a rotar hacia dentro y continúa este movimiento hasta que el talón vuelve a contactar con el suelo. A partir de ese m o-

250

A. Viladot Voegeli

Figura 16-6. Movimientos de la pelvis y la extremidad inferior en el plano sagital.

Figura 16-7. Movimiento de la pelvis en el plano frontal.

mentó desacelera bruscamente y empieza a rotar hacia fuera hasta que un pie se apoya plano en el suelo y el otro inicia su período de oscilación. Se trata pues de una rotación si­ m étrica para cada extremidad, lo cual es lógico si pensamos que la cintura pélvica fun­ ciona igual para ambas extremidades inferiores. La amplitud de este movimiento es de al­ rededor de 10° de ro tació n interna y externa. Si el hom bre no pudiera realizar este movimiento cam inaría con el movimiento de unas tijeras, abriendo y cerrando las h o­ jas, lo cual implica variaciones importantes en la altura de la cruz. Al caminar adaptamos los dos tipos de movimientos: el de compás con la rotación pélvica y el de las tijeras con la flexoextensión de la cadera (fig. 16-6). El segundo movimiento de la pelvis que nos interesa, ocurre en el plano frontal y con­ siste en la inclinación de la pelvis hacia el lado de la pierna oscilante (fig. 16-7); es decir, que cam inam os con un ligero Trendelenburg que, al igual que el movimiento de ro ta­ ción, contribuye a disminuir el desplazamiento vertical del centro de gravedad. La am ­ plitud de este movimiento, también simétrico para cada extremidad inferior, es de apro­ ximadamente 5° hacia arriba y hacia abajo.

C a p í t u l o 16. Estudio de la m archa hum ana

251

FLEXOEXTENSIÓN DEL TOBILLO

O 25 Choque del talón

50 75 Despegue de los dedos

100

Figura 16-8. Valor angular de los movimientos en el plano sagital. A. Cadera. B. Rodilla. C. Tobillo.

El tercer movimiento de la pelvis es un movimiento de báscula hacia delante en el pla­ no sagital (fig. 16-6). Puede conocerse calculando el ángulo form ado con la horizontal por una línea recta que une la sínfisis púbica con la prim era vértebra sacra. Durante la m archa oscila entre los 18 y 25°, en función de la velocidad. Este ángulo repercute y a la vez está influido por el grado de lordosis de la colum na lumbar. M

o v im ie n t o d e la c a d e r a

El movim iento principal de la cadera durante la m archa es el de flexoextensión que se realiza en el plano sagital. Se calcula a partir del ángulo formado por la pelvis y el fémur (fig. 16-6). Com o se ha expuesto al tratar el movimiento bascular de la pelvis hacia de­ lante, ésta no se encuentra nunca horizontal, sino que mantiene siempre una ligera fle­ xión mínima de 18° durante la marcha. Ello explica que, aunque durante la marcha n or­ mal parezca que hiperextendemos la cadera, esto nunca llega realmente a ocurrir porque existe un cierto grado de flexión de la pelvis. En el m om ento de iniciarse el ciclo (fig. 16-8A ), la cadera se encuentra en 45° de fle­ xión. A partir de ese momento y hasta el 50 % del ciclo, la cadera se va extendiendo; este período de extensión coincide con el soporte por parte de la extremidad de todo el peso del cuerpo que se está balanceando por encima en su progresión hacia delante.

252________________________________________________________________________

A. Viladot Voegeli

En la mitad del ciclo, coincidiendo con el choque de la pierna contraria que finaliza su fase de oscilación, la cadera alcanza su máxima extensión y se encuentra aproximadamente a 0 °. A partir de ese m om ento, en que la pierna contraria empieza a com partir el peso, la cadera inicia su flexión. Cuando se despega la extremidad del suelo, en el 62 % del ciclo, la cadera se encuentra a 10° de flexión y continúa flexionándose hasta el 90 % del ciclo en que alcanza otra vez su máxima flexión de 45°, y se prepara para iniciar el siguiente ciclo. Esta flexión de la cadera, al igual que la flexión de la rodilla, que se produce en esta parte del ciclo, acorta la longitud de la extremidad oscilante, lo cual permite que la pier­ na pueda oscilar en el vacío a pesar de la caída de la pelvis que tiene lugar en la fase de os­ cilación. Asimismo, este acortamiento de la extremidad tiene un efecto mecánico: al acor­ tar la longitud del miembro, el esfuerzo muscular necesario para acelerarlo hacia delante es menor, lo cual contribuye a disminuir la fatiga de la marcha. El segundo movimiento de la cadera durante la marcha tiene lugar en el plano fron­ tal y es el de abducción-aducción. Está influenciado por dos hechos: por el movimiento de báscula de la pelvis, que ya se ha com entado, y por la transferencia del peso de una pierna a la otra. En el m om ento del choque del talón, al inicio del ciclo, la cadera se en­ cuentra en una posición neutra y se aduce alrededor de 6 ° hasta la mitad del período de apoyo: a partir de aquí, cuando el tronco inicia el desplazamiento hacia la pierna contralateral, la cadera se abduce hasta 8 ° en el m om ento del despegue, en que vuelve a aducir­ se progresivamente. El tercer movimiento de la cadera es el de rotación en el plano horizontal. Este movi­ miento se comenta con el del resto de la extremidad inferior, más adelante. M

o v i m i e n t o s d e l a r o d il l a

Durante la m archa la rodilla se encuentra sujeta a dos movimientos fundamentales: uno de rotación, integrado en la rotación realizada por la extremidad inferior en su conjunto y que será analizado más adelante, y otro de flexoextensión. Cuando la extremidad contacta con el suelo (fig. 16-8B), la rodilla se encuentra prác­ ticamente en extensión, sólo a T de flexión. Inmediatamente después de este contacto, la rodilla se va flexionando mientras que el pie se apoya por com pleto en el suelo. Esta primera flexión de la rodilla, de aproximadamente 1 0 °, se realiza contra una contracción creciente del cuádriceps, y es provocada por la acción de palanca que se crea al contactar el talón con el suelo. Esta primera flexión sirve para amortiguar el choque del talón: po­ dem os com prob ar que si cam inam os con la rodilla rígida n otam os una sacudida en todo el cuerpo cada vez que damos un paso. Inmediatamente después de que el pie del lado contrario ha despegado del suelo, en el 12 % del ciclo la rodilla vuelve a extenderse y llega a 5° de flexión en el 40 % del ciclo; es decir, la rodilla alcanza su máximo grado de extensión durante la fase de apoyo unilate­ ral, lo cual proporciona una posición estable a la extremidad que soporta todo el peso del cuerpo mientras éste es propulsado por encima hacia delante. El hecho de que toda la fase de apoyo tenga lugar sobre una pierna que siempre está más o menos flexionada sirve para disminuir el desplazamiento vertical del centro de gravedad. A partir del 40 % del ciclo y hasta el 70 % de éste, coincidiendo con la última fase del pe­ ríodo de apoyo y el principio del período de oscilación, la rodilla inicia su segundo período de flexión llegando hasta 65° aproximadamente. Esta flexión de la rodüla también sirve para acortar la longitud de la extremidad oscüante, con lo que puede moverse libremente en el es­ pacio y disminuye el trabajo muscular que debe acelerar la pierna hacia delante. A partir del 75 % del ciclo, la rodilla inicia de nuevo su extensión para volver a con­ tactar con el suelo e iniciar el siguiente ciclo.

C a p í t u l o 16. Estudio de la m archa hum ana

253

Figura 16-9. Movimientos de rotación en el plano horizontal.

La rodilla también contribuye a disminuir el desplazamiento del centro de gravedad al estar en una discreta flexión en el m om ento que el cuerpo pasa por encima de la pierna que apoya. M

o v im ie n t o s d e l t o b il l o

El tobillo durante la marcha realiza sólo movimientos de flexoextensión (fig. 16-8C). En el momento de iniciarse el ciclo, el pie se encuentra en una flexión plantar de 5°. Al contactar con el suelo sufre una flexión plantar muy rápida, llegando hasta los 11° en el 7 % del ciclo en que el pie se apoya plano. Esta flexión se debe a la acción pasiva de la palanca creada al chocar el talón con el suelo y se realiza contra una contracción creciente del tibial anterior. Después de esta rápida flexión plantar empieza la flexión dorsal del pie, el cual se en­ cuentra apoyado plano en el suelo y que alcanza su valor máxim o de 4° de flexión dorsal sobre el 35 % del ciclo, cuando el talón empieza a despegar del suelo. Este período de fle­ xión dorsal coincide con el paso de la vertical. A partir del 35 % del ciclo y hasta el 62 % de éste, en que despega del suelo, el pie su­ fre una flexión plantar que llega hasta 13°. Esta flexión tiene lugar con la progresiva ele­ vación del pie del suelo, que se inicia por el talón y termina por el dedo gordo. Una vez ha entrado en el período de oscilación, el pie sufre una dorsiflexión, y se pre­ para otra vez para entrar en el siguiente ciclo. Estos movimientos amortiguan el impacto con el suelo al inicio del ciclo e impulsan la extremidad hacia delante al final del período de apoyo. M

o v i m i e n t o d e r o t a c ió n d e l a e x t r e m i d a d i n f e r i o r

Durante la marcha, la extremidad inferior además de hallarse sujeta a los movimientos en los planos frontal y sagital que ya han sido expuestos, realiza un movimiento de rotación en el plano horizontal o transversal (fig. 16-9). La pelvis, el fémur y la tibia, en el momento de despegar el pie del suelo en el 62 % del ciclo, inician un movimiento de rotación interna que se prolonga durante el período de oscilación de la extremidad y parte del período de apoyo. En el 12 % del ciclo aproximadamente (18 % para la pelvis, 12 % para la tibia y 7 % para el fémur), se alcanza el m áximo grado de rotación interna y puede observarse que la parte distal (tibia) ha rotado tres veces más que la proximal (pelvis).

254 ______ ________________ _______ _________________________________________

A. Viladot Voegeli

A partir del 12 % del ciclo en que se inicia la fase de apoyo unilateral, se produce el movimiento de rotación externa que dura hasta el final del período de oscilación. Al igual que antes puede observarse que la tibia rota algo más que la pelvis. De lo expuesto puede deducirse que los movimientos de rotación de la extremidad in­ ferior están en relación con el soporte del peso del cuerpo por parte de la extremidad: desde el momento en que la extremidad deja de soportar peso al despegar del suelo (62 % del ciclo) hasta que lo soporta todo ( 1 2 % del ciclo) realiza un movimiento de rotación interna, mientras que desde el m om ento que soporta todo el peso hasta que deja de so­ portarlo, realiza un movimiento de rotación externa. En este movimiento de rotación de la extremidad inferior participan com o es lógico la cadera y la rodilla. Para medir la magnitud de esta participación restamos a la rotación de la pelvis la rotación del fémur y obtenemos la rotación de la cadera respecto a la pelvis; y si restamos a la rotación del fémur la rotación de la tibia obtenemos la rotación relativa de la rodilla respecto al fémur. La primera es de 7°, y la segunda de 12°. Estos movimientos de rotación de la cadera respecto a la pelvis y de la rodilla respec­ to al fémur tienen, a pesar de su pequeñez, una importancia capital, por ejemplo, en el di­ seño de una prótesis: si en una amputación por encima de la rodilla la prótesis no tiene un pequeño juego de rotación a nivel de la rodilla artificial, el movimiento de rotación ocurrirá entre el muñón y la prótesis con las consiguientes molestias para el paciente. La rotación del pie durante la marcha está influida por dos hechos fundamentales: 1. El eje del tobillo, com o se ha comentado al explicar la biomecánica de esta articulación se dirige de delante atrás, de dentro afuera y de arriba abajo. Com o resultado con el pie libre en el aire, la flexión plantar se traduce en el plano horizontal en una rotación in­ terna (los dedos gordos de ambos pies se acercan) y la flexión dorsal en una rotación externa. En el m om ento de entrar en contacto con el suelo, el pie realiza una ligera rotación interna que termina al apoyar el pie plano en el suelo y coincide con la flexión plantar del tobillo. Una vez el pie está anclado en el suelo, aguantando el peso de cuerpo, no puede realizar m ovim iento alguno de rotación hasta la mitad del ciclo, aproximadamente, cuando está ya parcialmente despegado del suelo (el talón ha em ­ pezado a levantarse en el 34 % del ciclo) y el otro pie empieza a cargar con el peso, le es posible realizar un m ovim iento de rotación interna que coincide con la flexión plantar del tobillo y que dura hasta el 62 % del ciclo en que el pie despega por co m ­ pleto del suelo. D urante el período de oscilación de la extremidad, el pie realiza un movimiento de rotación externa y un movimiento de rotación interna: el primero tie­ ne lugar a partir del 62 % del ciclo, y coincide con la flexión dorsal del tobillo; el se­ gundo ocurre hacia el final del ciclo y se prolonga durante el principio del período de apoyo del siguiente ciclo, lo cual coincide con la flexión plantar. 2. Com o también se ha comentado, el movimiento de rotación de la extremidad inferior es transmitido por la tibia a través de la articulación subastragalina al interior del pie. El eje de esta articulación forma un ángulo de 42° con la horizontal, y un ángulo de 16° con el eje longitudinal del pie. Inman com para esta articulación con una bisagra situada oblicuamente, lo cual provoca que cuando existe una rotación en la parte su­ perior, la parte inferior de la bisagra realiza una rotación en sentido contrario. Apli­ cado al pie, resulta que cuando la tibia rota hacia fuera, existe un movimiento de in­ versión por parte del calcáneo y una supinación del antepié. Y al contrario, cuando la tibia rota hacia dentro, existe una eversión o valgo del calcáneo y una pronación del antepié. Durante la m archa, al iniciarse el contacto con el suelo, el talón se desvía en valgo y el antepié prona hasta quedar el pie anclado en el suelo. A medida que el pie

C a p i t u l o 16. Estudio de la m archa hum ana__________________________________________________2 ^

se despega del suelo ocurre el movimiento contrario: el talón se sitúa en varo y el antepié supina (fig. 15-8A). La flexibilidad del pie en el momento de la acomodación y la rigidez en el m om ento del impulso, están determinadas, com o ya se ha dicho, por la orientación de los ejes de la articulación astragaloescafoidea y calcaneocuboidea. Si los movimientos de la pelvis, cadera y rodilla que se han descrito no ocurrieran, el desplazamiento vertical sería dos veces mayor y por tanto también lo sería el gasto ener­ gético. Ahora bien, si sólo actuasen estos tres tipos de movimientos, el desplazamiento del centro de gravedad en el espacio sería en forma de arcos interrumpidos. Si caminásemos con una rodilla rígida y sin tobillo ni pie, en el m om ento del choque de talón de la pier­ na oscilante se produciría una desaceleración brusca del centro de gravedad y daría lu­ gar a una pérdida energética. Para evitar esto, existen los movimientos de rodilla, tobillo y pie, que acortan la pierna y absorben el impacto producido al chocar con el suelo. Una vez que el centro de gravedad ha sido desacelerado, el cuerpo necesita ser impulsado ha­ cia arriba para pasar por encima de la pierna contraria, dando lugar al siguiente paso. Esto se realiza de la siguiente manera: la pierna es elongada por la extensión de la rodilla y la flexión plantar del pie, y el resultado de ambos movimientos es el despegue del talón y la aceleración del centro de gravedad.

Desplazamiento lateral del centro de gravedad Cuando una persona camina no permanece siempre en el plano de la línea de progresión sino que su cuerpo oscila de un lado a otro (fig. 16-10). Este desplazamiento lateral del centro de gravedad, igual al de la cabeza y tronco, es de aproximadamente 5 cm siendo m áxim o en la mitad del período de apoyo unilateral de la extremidad. Se incrementa al aumentar la longitud del paso y la velocidad de marcha. Este desplazamiento lateral del centro de gravedad sigue también una curva sinusoidal y está en relación con el apoyo al­ ternante de ambas extremidades inferiores, ya que sirve para mantener alineado el tron­ co con la extremidad portadora del peso del cuerpo. La cabeza y el tronco desempeñan por tanto un papel pasivo durante la marcha, se li­ mitan a mantenerse centrados sobre el área formada por los pies e inclinando el peso del cuerpo hacia la extremidad que apoya. Si esto no ocurriera y el tronco se situara por fue­ ra de la base de sustentación se perdería el equilibrio y no sería posible la marcha. El movimiento de rotación de la cintura escapular es asincrono con el de la pelvis: si cam inamos muy lentamente observamos que la cintura escapular rota paralela a la pel­ vis, pero al alcanzar la velocidad de marcha normal, existe una asincronía de ambos m o­ vimientos de unos 90°. Esta asincronía se hace m áxima en la carrera. En los extremos de la cintura escapular, los brazos se com portan com o péndulos que empiezan a oscilar. Si colocamos un yeso que abarque el tronco, la pelvis y los hombros, obligando a la cintura escapular y pelviana a rotar juntas, observamos que la m archa se

256______________________________________________________ ______________________ A. Viladot Voegeli

hace muy difícil porque aumentan los requerimientos energéticos. Por ello podemos de­ cir que este sistema de rotación de la cintura escapular y balanceo de los brazos, en sen­ tido contrario a la pelviana, constituye un sistema de am ortiguación que proporciona mayor suavidad a la marcha.

Cinética de la marcha El hom bre se co m p o rta durante la m arch a co m o una m áquina autopropulsada: las únicas fuerzas que actúan son las de la gravedad y la acción muscular. Los músculos es­ triados están dispuestos de tal manera que sólo pueden producir movimientos de rota­ ción alrededor de los ejes de las articulaciones. Si estuviésemos suspendidos por enci­ m a del suelo p od ríam os realizar tod o tipo de giros con los distintos segm entos de nuestro cuerpo, pero no nos sería posible iniciar y mantener un movimiento continuo hacia delante. Para poder realizarlo necesitamos un punto fijo externo a nosotros sobre el que poder aplicar las diferentes fuerzas ejercidas por el cuerpo. En la locom oción, este punto fijo es el suelo, y con la ayuda de una plataforma de fuerzas, podemos medir la in­ tensidad de éstas.

Fuerza de reacción vertical Esta fuerza, representada en la figura 16-11, traduce los desplazamientos verticales del centro de gravedad. En el choque del talón, cuando el cuerpo es impulsado hacia arriba para pasar por encima de la pierna que apoya, aumenta la fuerza de reacción del suelo; cuando el cuerpo desciende para ir a apoyarse en la pierna contraria disminuye la fuerza vertical sobre el suelo. Cuando la extremidad despega, impulsa el cuerpo hacia arriba y adelante, apareciendo el segundo pico de la curva. De estos datos podemos deducir que la energía potencial del cuerpo, que es igual al peso corporal por la altura en que se encuentra su centro de gravedad, alcanza su valor m áxim o en el m om ento de m áxim a elevación. Al descender el cuerpo, esta energía se convierte en cinética, que es empleada para acelerar el cuerpo hacia delante, y a su vez se convertirá en potencial con la siguiente elevación del cuerpo. Esta transferencia entre energía potencial y energía cinética no se realiza en un 100 %. Si así fuera, la m archa no produciría ningún coste energético, pero ello no es cierto. Existen pérdidas energéticas que son compensadas por la acción muscular. No obstante, en términos de consumo energético, hay que destacar que la marcha normal es una acti­ vidad relativamente económ ica, ya que el consum o energético de un individuo, cam i­ nando a su velocidad de m archa cóm oda, es de aproximadamente 80 calorías por minu­ to y kilo de peso. Para este mismo individuo, en situación de reposo absoluto, el consumo energético es de 17 calorías por minuto y kilo de peso.

Fuerza de reacción longitudinal Esta fuerza, representada en la figura 16-11, traduce las fuerzas de frenado y empuje que hemos comentado al explicar los tiempos de la marcha.

257

C a p í t u l o 16. Estudio de la m archa hum ana

FUERZA ANTEROPOSTERIOR

O 25 Choque del talón

50 75 Despegue de los dedos

100

FUERZA MEDIOLATERAL

FUERZA DETORSIÓN

Figura 16-11. Registros de la plataforma de fuerzas.

En el momento del choque del talón, producimos una fuerza de frenado, mientras que en el m om ento del despegue producim os una fuerza de empuje hacia delante. Ambas fuerzas son mucho menores que la fuerza vertical.

Fuerza de reacción lateral Esta fuerza, que com o se refleja en la figura 16-11 es de muy baja intensidad, traduce los desplazamientos laterales del centro de gravedad.

Fuerza de torsión El pie ejerce sobre el suelo una fuerza de torsión, que es la traducción del movimiento de rotación de la extremidad inferior durante la marcha. La intensidad y dirección de la fuerza está en relación con el soporte de carga: desde el mom ento que la extremidad con­ tacta con el suelo en el choque del talón, y hasta que soporta todo el peso, realiza un m o ­ vimiento de rotación interna y aparece una fuerza de torsión interna. A partir de aquí y hasta que la extremidad está totalmente descargada, realiza una rotación externa con la correspondiente fuerza de torsión externa. Al igual que la fuerza lateral, es una fuerza de baja intensidad (fig. 16-11).

258

A. Viladot Voegeli

Electromiograma durante la marcha normal (según Roger A. Mann)

Psoasilíaco Ilíaco Sartorio Grácil Recto femoral Aductor corto Aductor mediano Aductor mayor Vasto intermedio Vasto externo Vasto interno Tensor de la fascia lata Glúteo mayor Semitendinoso Semimembranoso Glúteo medio Glúteo menor L. H. bíceps femoral S. M. bíceps femoral Tibial anterior Extensor largo de los dedos (del pie) Extensor largo del dedo gordo Gastrocnemio Soleo Poplíteo Flexor largo de los dedos Flexor largo del dedo gordo Tibial posterior

Figura 16-12.

Peroneo largo

Acción muscular en el ciclo de marcha.

Peroneo corto Choque del ta ló n /^

Acción muscular durante la marcha Mediante la electromiografía se ha podido estudiar la actividad muscular del individuo en movimiento. Se ha comprobado que la mayoría de los principales grupos musculares de la extremidad inferior están activos durante el ciclo de marcha, sobre todo al principio y final del período de apoyo y principio y final del período de oscilación. Ello se debe a que en esos momentos del ciclo existen aceleraciones y desaceleraciones de la extremidad y transferencias del peso del cuerpo de un pie al otro, acciones para las que es preciso el concurso de la acción muscular.

C a p í t u l o 16. Estudio de la m archa hum ana__________________________________________________2 ^

En la figura 16-12 se representa un ciclo de marcha y los grupos musculares que ac­ túan en cada fase. Los abductores de la cadera (glúteos medio y menor) actúan durante el período de apo­ yo del ciclo. Como hemos comentado al explicar la mecánica de la marcha, existe una caída de la pelvis hacia el lado de la pierna oscilante, y los abductores controlan este movimiento. El glúteo mayor, máximo extensor de la cadera, actúa al final del período de oscilación y principio del período de apoyo estabilizando la cadera en el m om ento que la extremi­ dad contacta con el suelo. El psoas ilíaco se contrae al inicio del período de oscilación para fiexionar la cadera acortando la extremidad e impulsándola hacia delante. El tensor de la fascia lata tiene dos momentos de contracción durante el ciclo. El pri­ mer momento es sincrónico con el glúteo mayor, al final del período de oscilación y prin­ cipio del período de apoyo; de esta manera evita el desplazamiento posterior del tracto iliotibial donde se inserta la mayor parte del glúteo mayor. El segundo período es sin­ crónico con el psoasilíaco y tiene la misma ftinción que éste. Los aductores actúan dos veces durante el ciclo de marcha; al principio del período de oscilación acortando la extremidad, y al final de éste período de oscilación para esta­ bilizar la extremidad en el m om ento de contactar con el suelo. El cuádriceps actúa sobre todo al final del período de oscilación y principio del pe­ ríodo de apoyo, estabiliza la rodilla en el m om ento del contacto con el suelo, y hace que ésta se fiexione contra una creciente contracción del músculo. Los isquiotibiales y el bíceps actúan al final del período de oscilación, frenando la aceleración de la pierna hacia delante. Su acción continúa al principio del período de apoyo ayudando al glúteo mayor a extender la cadera. El tríceps sural tiene una importante acción durante el período de apoyo: su función consiste en restringir el avance pasivo de la tibia y estabilizar la rodilla a medida que el cuerpo es propulsado por encima del pie. A continuación la contracción muscular es res­ ponsable de elevar el talón del suelo e impulsar la extremidad hacia delante. El tibial anterior y los extensores de los dedos actúan en el m om ento del choque del talón, amortiguando la flexión plantar del pie. Después vuelven a actuar en el mom ento del despegue del pie, evitando su caída y acortando la extremidad. BIBLIOGRAFIA Basmajian JV, De Luca CJ. Musdes alive. Baltimore: Williams and Wilkins, 1985. Ducroquet R, Ducroquet J, Ducroquet P. Walking and limping. English translation. Philadelphia, Toronto; Lippincott Company, 1968. Gallifa O. Estudio cinemático de la marcha mediante la pista de marcha. Asepeyo. Avances 1987; 17: 135. Gómez Pellico L, Forriol PC, Dankloft C. Estudio cinético de la marcha normal. Rev Ortop Traum 1990; 34 IB: 699-703. Hoyos JV, Vera P, Nieto J. Estructura de un laboratorio para el análisis biom ecánico de la marcha. Equipos médicos. Revista de Instrumental Médico y Bioingeniería 1985; 1: 7. Inman VT, Ralston HJ, Todd F. Human walking. Baltimore: Williams and Wilkins, 1981. Mann RA, Hagy JL, White C, Liddell D. The initation o f gait. J Bone Joint Surg 1979; 61-A: 232. Murray MP, Drought AB, Kory RC. Walking patterns o f normal men. J Bone Joint Surg 1964; 46-A: 335-360. Perry J. Gait analysis Normal and pathological fiinctions. New York: Me Graw-Hill, 1992. Saunders JB de, CM , Inman VT, Eberhast HO. The m ajor determinants in normal and pathological gait. J Bone Joint Surg, 1953; 35-A: 558. Viladot A. Patología del antepié, 3 ? ed. Barcelona: Toray, 1984. Viladot A Jr. Estudio de la marcha fisiológica en individuos norm ales y en portadores de endoprótesis. Tesis doctoral. Universidad de Barcelona, 1978. Viladot Voegeli A. Marcha Humana. En: Núñez-Samper M , Llanos Alcázar LF, eds. Biom ecánica, Medicina y Cirugía del pie. Barcelona: Masson, 1997.

PARTE III

Biomecánica aplicada

Capítulo 17

Biomecánica deportiva A. G a r c I a - F o g e d a H e r r e r a y F. B i o s c a E s t e l a

Introducción El deporte es uno de los fenómenos sociales más im portantes de finales del siglo x x, y com o tal, conlleva unos intereses económ icos de gran magnitud. La máxim a expresión del deporte está representada en las Olimpiadas, que se celebran cada cuatro años, y en los Campeonatos del Mundo por especialidades. Muchos gobiernos han pretendido que las competiciones deportivas sean un escaparate y un reflejo de los avances y el progreso social de los países que representan, intentando tapar con éxitos deportivos deficiencias en otros ámbitos de sus políticas, además de proporcionarles una presencia internacional que resulta difícil conseguir por otras vías. La mejora en las marcas y resultados de una gran parte de las especialidades deporti­ vas se deben sobre todo a los siguientes hechos: 1. 2. 3. 4.

Mejora antropom étrica de los individuos que las practican. Mejora fisiológica en los deportistas, lograda mediante el entrenamiento. Aspectos que hacen referencia principalmente, a la psicología deportiva. Mejora de la técnica, y/o introducción de nuevas técnicas empleadas en la especialidad en cuestión.

Los parám etros an trop om étricos com o la talla, envergadura, y las longitudes seg­ mentarias de los deportistas que practican una determinada especialidad, deben valorar­ se en el momento de la selección, teniendo en cuenta que además de la antropometría hay que considerar la condición física, la técnica, la preparación mental, etc. Estas medidas antropométricas, no pueden modificarse con el entrenamiento, ya que están condiciona­ das por factores genéticos. El entrenamiento físico, tiene com o objetivo m ejorar las condiciones fisiológicas de los deportistas, y con ello las prestaciones de éstos. El problema aparece cuando lo que intentam os m ejorar ha llegado a unos niveles próxim os a los m áxim os que puede al­ canzar el hom bre de form a natural, teniendo que recurrir a productos farmacológicos, o a procedimientos prohibidos para conseguir la mejora. Esto es lo que se conoce com o doping, que está muy perseguido y castigado por las autoridades deportivas. La vía de la m ejora por medio del entrenamiento físico, sin ayuda del doping, en algunas especiali­ dades deportivas es un logro muy difícil de alcanzar, y m uchas marcas se han estancado e incluso han retrocedido debido a los controles antidoping impuestos en estas especia­ lidades.

264___________________________________________________ A. García-Fogeda Herrera y F. Biosca Estela

El entrenam iento psicológico en el deporte de alto rendimiento cada vez tiene más presencia y más peso específico en el entrenamiento global. Hay que destacar que muchas técnicas empleadas en este tipo de entrenamiento están orientadas a la reproducción efi­ caz de unos actos motores determinados, y por tanto este apartado podría estar muy pró­ xim o al trabajo de la técnica deportiva. La m ejora de la técnica, y el descubrimiento de otras nuevas, para aumentar la eficacia del gesto motor, son parte de los objetivos que pretende la biomecánica deportiva, y por ello las mayores posibilidades de evolución de las m arcas deportivas deben ser conse­ cuencia del desarrollo de esta ciencia, o conjunto de conocimientos asociados.

Concepto de biomecánica Podría definirse la biomecánica deportiva com o la ciencia, o conjunto de conocimientos asociados, orientados al estudio de los movimientos deportivos desde una perspectiva m e­ cánica, con el objetivo de mejorar el rendimiento y la seguridad, eliminando riesgos de le­ sión. La mejora del rendimiento puede comportar la mejora de la eficacia y/o de la eficien­ cia, y los métodos de estudio que utiliza varían según el tipo de análisis que deba realizarse. En algunos casos basta con la observación sistemática del movimiento, mientras que en otros son los propios de la ingeniería mecánica, que permite modelar el cuerpo humano, medir parámetros como el tiempo, las posiciones y las fiierzas actuantes en los sistemas. La biomecánica permite obtener una información pormenorizada de los movimien­ tos deportivos, y cuantificar y expresar en valores numéricos las acciones deportivas. En m uchas ocasiones esto ha provocado conflictos entre el biom ecánico del laboratorio, que es el que estudia, analiza el movimiento y obtiene unos resultados, y el entrenador que es el que debe llevar a la práctica con los deportistas, las recomendaciones del biom ecá­ nico. Esto se ha debido a la utilización de un lenguaje y terminología que ha dificultado la comunicación por parte del biomecánico, y a la falta de conocimientos básicos sobre m e­ cánica que en muchas ocasiones ha tenido el entrenador. Por fortuna, estos conflictos, cada vez son menos frecuentes, y aumenta día a día la colaboración entre el técnico y el biomecánico, lo que facilitará la mejora de resultados.

Clasificación de los movimientos Los movimientos humanos pueden agruparse por patrones, que son una serie de movi­ mientos anatómicos que poseen en común elementos de configuración espacial (Kreighbaum, 1996). Son patrones de movimiento andar, correr, saltar, lanzar, empujar, estirar, levantar, golpear y patear. Estos patrones se denominan destrezas motrices, cuando son adaptados a tareas específicas o a deportes. Así, una destreza es el lanzamiento de peso, una patada a una pelota de fútbol o un salto de longitud; y cuando las destrezas son eje­ cutadas de una forma concreta, reciben el nombre de técnica. Según Grosser y Neumaier (1982), la técnica deportiva es el modelo ideal de un m o ­ vimiento relativo a la disciplina deportiva, y puede ser descrita en términos científicos, en experiencias prácticas, de forma verbal, gráfica, matemático-biomecánica, etc. Este m o­ delo ideal presenta unas limitaciones en la ejecución debido a las reglas deportivas de la especialidad, a la condición física, a los condicionantes anatómicos y funcionales, a la coordinación entre sistema nervioso y aparato locom otor del individuo que lo ejecuta, a las condiciones ambientales, etc.

C a p i t u l o 17. Biom ecánica deportiva________________ __________________________________

265

Las destrezas motrices se han clasificado de diversas maneras. Schmidt (1982) las di­ vide en abiertas y cerradas. Las destrezas abiertas son aquellas que se realizan en un en­ torno y ambiente no predecibles, y en las que la respuesta m otora depende de condicio­ nes y situaciones incontrolables y que necesitan tomas de decisión rápidas, com o pueden ser las situaciones de lucha, la defensa ante un dribling en fiitbol, etc. Las destrezas cerra­ das son las que se realizan en entornos y situaciones controladas; el ejecutante en este caso no tiene que tom ar decisión alguna y p or tanto el resultado depende sólo de él. Ejemplo de estas destrezas son el salto de longitud, el lanzamiento de peso o un tiro libre en baloncesto. O tra clasificación que sigue un criterio cinemático es la de destrezas acíclicas, no re­ petitivas o discretas, y destrezas cíclicas, repetitivas o continuas. El primer grupo se ca­ racteriza por tratarse de destrezas, en las que existe un principio y un final en la ejecución, aunque pueden repetirse varias veces en una situación deportiva. Ejemplos de destrezas acíclicas, no repetitivas o discretas, son el salto de longitud, el salto con pirueta de un gim­ nasta, un lanzamiento en balonmano, o un golpe de golf, entre otros muchos. Estas des­ trezas se dividen en: fase preparatoria, fase principal y fase final (Mainel y Schanabel, 1977). Las destrezas cíclicas, repetitivas o continuas, son com o su nombre indica aquellas en que el movimiento es continuo, repetitivo y cíclico, y no existe un punto de inicio y final, por coincidir el final de una acción con el inicio de la siguiente. La carrera, el ciclis­ mo, la natación y el piragüismo en pista son claros ejemplos de estas destrezas. Para su análisis también se dividen en fases, pero cada destreza se presta a una división diferen­ te, por ejemplo, la carrera puede dividirse en fase de aterrizaje o frenado, fase de impulso y fase de vuelo, mientras que el ciclo de pedaleo en ciclismo (360°) puede dividirse en pe­ ríodos de 45 o de 90°, determinado así las fases de análisis de esta destreza.

Tipos de análisis biomecánicos aplicados al deporte Los estudios biomecánicos pueden ser de tipo cualitativo y cuantitativo. Los estudios cua­ litativos realizan una descripción del movimiento sin la utilización de datos numéricos. Estos estudios tienen cierta similitud en su forma, con las descripciones que utiliza la téc­ nica deportiva, y presentan el inconveniente del alto grado de subjetividad a que están so­ metidos, por lo que en ocasiones deben ser refrendados con otros tipos de análisis como los cuantitativos, aunque tienen una gran importancia por sí mismos. Los estudios cuan­ titativos describen el m ovim iento de un cuerpo y el de sus partes de form a num érica, eliminando todo tipo de subjetividad, ya que las mediciones se realizan con sofisticados equipos de gran precisión; lo cual constituye su gran inconveniente ya que precisan per­ sonal cualificado para el uso de este equipamiento, además de la instrumentalización de los deportistas en algunos casos, etc. En definitiva tienen un alto coste económico, y son los trabajos que se encuentran publicados en la bibliografía científica.

Proceso de análisis cualitativo El análisis cualitativo permite observar los errores de ejecución y nos ayuda a proponer soluciones a estos problemas. Para este fin es muy conveniente tener al menos la filma­ ción desde un punto de vista de la destreza que debe analizarse, y visionar repetidas ve­ ces el m ovim iento, para poder percatarse de todos los detalles. El proceso de análisis puede dividirse en etapas, que varían ligeramente según el enfoque que se le quiera dar

266___________________________________________________A. G arcía-Fogeda Herrera y F. Biosca Estela

a este análisis. En este capítulo se expone una adaptación del propuesto p or Luttgen y W ell(1982): 1. Descripción de la realización de las destrezas: • Breve descripción. • Nombre y propósito primario de la destreza. • Clasificación. 2. División de la destreza en fases y subfases. 3. Análisis anatómico: • Actuación articular. • Actuación muscular. • Consideraciones anatómicas para una ejecución segura y efectiva. 4. Análisis mecánico: • Identificación de los objetivos mecánicos, por fases y subfases de la destreza. • Naturaleza del movimiento y de la(s) fuerza(s). - Tipo(s) de m ovimiento(s). - Fuerzas que intervienen. • Identificación de los principios mecánicos que intervienen. • Violación de los principios: - Errores detectados. - Principios mecánicos violados. - Causas de los errores. 5. Recomendaciones para mejorar la ejecución de las destrezas.

Descripción de la destreza Resulta conveniente realizar una descripción de la destreza que debe analizarse a modo de introducción del análisis. Ésta debe ser breve y clara. La identificación del objetivo principal de la destreza es fundamental para su análi­ sis. Se exponen a continuación los objetivos más com unes, para facilitar su identifi­ cación: 1. Proyectar o lanzar un objeto o el cuerpo, a la m áxim a distancia horizontal. Son ejem­ plos, el lanzamiento de peso, o el salto de detente horizontal. 2. Proyectar o lanzar un objeto, o el cuerpo, a la m áxim a distancia vertical. Son ejem ­ plos el detente vertical o el salto de altura. 3. Lanzar un objeto con la m áxima precisión. Son ejemplos, el lanzamiento de dardos o los lanzamientos en la petanca. 4. Lanzar un objeto con la m áxim a velocidad y la m áxim a precisión. Son ejemplos, el lanzamiento en balonmano o el lanzamiento del pitcher en baseball. 5. Desplazar el cuerpo por medio de diferentes tipos de locom oción. Son ejemplos, el ca­ minar, correr o nadar. 6 . Ejecución de movimientos corporales de precisión para efectuar figuras o acrobacias. Son ejemplos, el ballet y las acrobacias aéreas.

C a p í t u l o 17. Biom ecánica deportiva

N?

267

Fase

Evento

Ev 1-E v2

Punto muerto

Primer doble apoyo

1-2

Despega pie derecho

Primer apoyo simple

2 -3

Despega pie izquierdo

Vuelo

3 -4

Aterriza pie derecho

Segundo apoyo simple

4 -5

Aterriza pie izquierdo

Segundo doble apoyo

5 -6

Despega disco

Figura 17-1. El movimiento de los pies permite definir los eventos y con ellos las subfases de la fase principal del lanzamiento de disco. Ev: evento.

La clasificación de la destreza está muy relacionada con el punto anterior, ya que la identificación de su objetivo prim ario permite clasificarla en fiinción de éste. También son criterios de clasificación la división de las destrezas en abiertas o cerradas y en cícli­ cas o acíclicas.

División de las destrezas en fases y subfases Puede realizarse siguiendo los criterios de destrezas cíclicas o acíclicas. Esta división de­ penderá de la destreza que se analice, por ejemplo en natación, donde se ejecutan movi­ mientos cíclicos, una brazada de crol, puede dividirse en fase acuática y en fase aérea, y su vez la fase acuática puede subdividirse en entrada, deslizamiento, agarre, tirón, empuje y rapaleo, y la fase aérea en subfase de recobro y de ataque. Otro ejemplo, en esta ocasión de un movimiento acíclico, puede ser el lanzamiento de disco, que podría dividirse en fase preparatoria, fase principal y fase final, y a su vez la fase preparatoria, en primera, segun­ da, y tercera torsión del tronco, la fase principal en subfase de primer doble apoyo, subfase de primer apoyo unipodal subfase aérea, subfase de segundo apoyo unipodal, y subfase de segundo doble apoyo, y la fase final, podría ser única de control y equilibrio (fig. 17-1).

Análisis anatómico El objetivo del análisis anatómico es identificar las articulaciones implicadas en la destre­ za, y el tipo de movimiento que éstas realizan, lo que junto con el estudio de las fuerzas externas actuantes, permitirá la identificación de los músculos responsables de estos m o­

268

A. García-Fogeda Herrera y F. Biosca Estela

vimientos, y el tipo de contracción que realizan. Las consideraciones anatómicas para una ejecución segura y efectiva, harían referencia a la observación de cualquier movimiento que pueda estar relacionado con los mecanismos lesiónales.

Análisis mecánico El objetivo del análisis m ecánico es identificar los principios y leyes mecánicas que in­ tervienen en la ejecución de una destreza. I d e n t if ic a c ió n

d e l o s o b je t iv o s

Cuando se realiza la división de la destreza en fases y subfases, resulta muy interesante para el análisis m ecánico ir identificando el objetivo m ecánico que tiene cada una de ellas, con independencia del objetivo mecánico global de la destreza. En muchos casos cada subfase tiene por objetivo el preparar la siguiente, hasta conseguir las condiciones óptimas en un instante dado, que es cuando se produce el lanzamiento de un artefacto, el inicio de una fase aérea, el golpeo de una pelota, etc. También es importante en cada fase y subfase, la determinación de los aspectos mecánicos clave para una buena ejecución. N atu ra leza

d e l m o v im ie n t o

Existen muchos tipos de movimientos, y en consecuencia para su estudio deben identi­ ficarse sus características y naturaleza. Pueden distinguirse movimientos de traslación y/o de rotación, de velocidad constante o variada, acelerados o retardados, etc., y aplicar en cada caso los principios mecánicos que correspondan. También es muy importante tener en cuenta la naturaleza y las características de algunos movimientos especiales, com o los movimientos balísticos y las cocontracciones. La identificación de las fuerzas que intervienen en un movimiento, es clave para su to­ tal com prensión. Partiendo de una clasificación prim aria de fuerzas internas, que son aquellas que produce el propio cuerpo por la actu ación de los grupos m usculares, y fuerzas externas, que son las fuerzas ajenas al cuerpo, com o las de reacción, la de la gra­ vedad, el rozamiento, la de otros cuerpos etc., la creación de diagramas de fuerza de los cuerpos libres, facilitará la comprensión y el análisis cinético de los sistemas que intervie­ nen en las destrezas (fig. 17-2).

Figura 17-2. Diagrama simple pero identificativo de las fuerzas externas actuantes en un sistema. Fx; fuerza de reacción horizontal; Fy: fuerza de reacción vertical; P; peso del individuo.

Fx

C a p i t u l o 1 7 . Biom ecánica deportiva_________________________________________________________2 ^

I d e n t if ic a c ió n

d e l o s p r in c ip io s

La identificación de los principios mecánicos que intervienen en la destreza facilitará la detección de errores y las causas de éstos. Hochmuth (1973) enunció unos principios bio­ mecánicos, generalizables a todo tipo de destrezas m otoras, algunos de los cuales aún tie­ nen vigencia. El primero de los principios, lo denominó principio de lafuerza inicial, y se resume en que cualquier movimiento que pretenda conseguir una elevada velocidad final, debe ir precedi­ do de un movimiento en sentido contrario, con el fin de conseguir una fiierza inicial superior a la que se conseguiría sin ese movimiento. Para que una acción sea efectiva, la transición en­ tre el movimiento previo y el de impulso debe realizarse con fluidez, y la relación entre el im­ pulso de fi-enado (movimiento previo) y el de aceleración (movimiento propiamente dicho) debe ser aproximadamente de 0,33. Este principio tiene un fundamento fisiológico, que es el almacenamiento de energía elástica en los músculos. Un ejemplo que nos muestra este prin­ cipio es la ejecución de un salto vertical iniciándolo directamente con las rodillas flexionadas, o el iniciarlo desde la posición de pie, y realizar una flexión y extensión de las rodillas. En el segundo caso actuaría el principio de la fuerza inicial y el resultado del salto sería superior. El segundo principio biomecánico se refiere al recorrido óptimo de aceleración, y rela­ ciona la amplitud de este recorrido con la fuerza y nivel de coordinación del individuo ejecutante, así com o a la relación entre los impulsos de aceleración y el de frenado. El tra­ zado geométrico de las aceleraciones es un criterio adicional que establece que debe ser rectilíneo, o uniformemente curvilíneo. En un ejemplo de un salto vertical realizado por dos individuos distintos, es posible apreciar cóm o cada uno tiene un recorrido de acele­ ración óptim o (am plitud del m ovim iento de flexoextensión de las rodillas), según su fuerza y su nivel de coordinación, cuanto mayor sea la fuerza y la coordinación mayor será el recorrido óptimo de aceleración. Otro de los principios es el de acción y reacción, en clara referencia al aprovechamiento de la tercera ley de Newton por parte del cuerpo humano, que al estar formado por seg­ mentos articulados, hace que el movimiento de unos segmentos implique contramovimien­ to en otros. Un ejemplo lo tenemos en la marcha o en la carrera. Al realizar una rotación del eje de los hombros, estamos provocando una contrarrotación en el eje de las caderas, y estas rotaciones y contrarrotaciones deben aprovecharse para aumentar la longitud y el recorrido de impulso del paso o zancada. Este principio resulta muy importante en las fases aéreas de muchas destrezas, ya que la finalidad de los movimientos de ciertos segmentos, com o los brazos, es la preparación de la fase de aterrizaje que se realiza con los pies. Un ejemplo lo constituye el salto de longitud, en el que una vez que se ha efectuado la batida, y se ha inicia­ do la fase de vuelo, sabemos que ya no es posible modificar la trayectoria del centro de gra\edad del cuerpo. No obstante, los atletas realizan múltiples movimientos de rotación con los brazos y las piernas con la finalidad de que provoquen contrarrotaciones en el resto del cuer­ po, y así conseguir la posición más ventajosa para el cuerpo en el aterrizaje. En el caso de no efectuar ningún tipo de movimiento, muy probablemente el atieta caería de cara en el foso. El principio de la coordinación de los impulsos parciales se observa sobre todo en dos casos. El primero es cuando se pretende acelerar el último segmento de una cadena ci­ nética abierta, por ejemplo la mano en un lanzamiento. En este caso, se inicia el m ovi­ miento con un segmento de m ucha masa y alejado de la mano com o es el tronco, y cuan­ do éste llega a su m áxim a velocidad, se frena y transm ite el m om en to angular a otro segmento más próximo y con menos masa com o es el brazo, que se acelera hasta conse­ guir su máxima velocidad, momento en que se frena y transmite su m om ento angular al antebrazo, y el mismo proceso ocurre con la mano, que por último consigue una veloci­ dad final muy alta. Este modelo se conoce com o modelo del látigo (fig. 17-3). El según-

270

Figura 17-3. En un lanzamiento de disco, puede apreciarse cómo a partir del tiempo 1,4 (eje de las X), correspondiente a la última fase del lanzamiento, existe una coordinación de los impulsos del tronco, brazo y antebrazo, representados por la velocidad de la cadera, hombro, codo y disco.

A. García-Fogeda Herrera y E Biosca Estela

T3

Tiempo (seg) Disco

■

Codo

■

Hombro

■

Cadera

do caso es cuando lo que se pretende es acelerar el centro de gravedad del cuerpo, com o en un salto vertical, donde la coordinación de los impulsos, de todos los agentes acelera­ dores com o son piernas, tronco, brazos y cabeza, deben coincidir temporalmente y en su dirección con el fin de conseguir una elevada velocidad final del cuerpo. El prim er su­ puesto explicado, no coincide con exactitud con el expuesto por H ochm uth (1 9 7 3 ), por haber superado los conocimientos actuales la exposición realizada por este autor. El principio de la conservación del impulso, consiste en que en todos los movimientos que impliquen giros debe aprovecharse la ley de la conservación del impulso. En el caso del hombre, al tratarse de un cuerpo poliarticulado, si se mantiene la cantidad de movi­ miento de rotación constante, puede cambiarse su velocidad angular, modificando la po­ sición de los segmentos, aproximándolos o alejándolos del eje de giro. Esto se realiza en la fase aérea de muchos saltos, y en especial en los giros respecto al eje transversal (saltos mortales), ya sean agrupados o estirados que se realizan en gimnasia deportiva. El primer caso del principio de la coordinación de los impulsos parciales, también se fundamenta en el principio de la conservación del impulso. V

io l a c ió n d e lo s p r in c ip io s

La violación de los principios enunciados, o su falta de aprovechamiento, produce erro­ res de ejecución, que deben ser identificados para proponer las correspondientes correc­ ciones técnicas.

Recomendaciones para mejorar la ejecución de las destrezas El análisis de identificación de errores y de las correcciones propuestas, debe realizarse por fases y subfases de las destrezas.

Proceso del análisis cuantitativo El proceso de análisis cuantitativo del movimiento humano puede estructurarse de dife­ rentes maneras, siempre a partir de los conocimientos científicos previos sobre la destre-

C a p it u l o 17. Biom ecánica deportiva

271

Figura 17-4. Diagrama en el que se explican las fases y el proceso del análisis biomecánico cuanti­ tativo (Vera y Hoyos, 1988).

za y del individuo que debe estudiarse. Vera y Hoyos (1988) presentan en form a de o r­ ganigrama un proceso que contempla las fases de medición, tratamiento y aplicación. El que se expone en la figura 17-4 es el de estos autores con muy ligeras adaptaciones.

Medición Cada individuo tiene unas medidas antropométricas distintas, por lo que todos los suje­ tos objeto de estudio deben ser medidos para tener en cuenta los resultados al realizar la fase de tratamiento de los datos. Las medidas más importantes para el caso que nos ocu­ pa son el peso, la talla, la envergadura y las longitudes y perímetros segmentarios. Las técnicas instrumentales utilizadas en el proceso de medición pueden dividirse en dos grandes apartados: técnicas de medición directa y técnicas de medición indirecta. Las mediciones directas son aquellas que se efectúan m ientras se ejecuta la acción. Presen­ tan la gran ventaja de la inmediatez, ya que las mediciones se realizan prácticamente en tiempo real, además de la gran fiabilidad de los datos registrados, cuando los equipos es­ tán bien calibrados y se usan correctamente. El inconveniente de este grupo de técnicas es que en la mayoría de los casos tenemos que instrumentalizar a los individuos con dispo­ sitivos y cables que perturban la normal ejecución de los movimientos, y son técnicas que no pueden usarse -excep to rarísimas excepciones- mientras se realizan competiciones

272___________________________________________________ A. García-Fogeda Herrera y F. Biosca Estela

por las molestias que causan o por las limitaciones reglamentarias de las especialidades deportivas. Las mediciones indirectas son aquellas que se realizan de imágenes previa­ mente gravadas. La gran ventaja de este grupo de técnicas es la libertad que permite a los individuos, ya que incluso pueden ser filmados sin que se den cuenta, y por eso son las técnicas más usadas en biomecánica deportiva sobre todo en competiciones. Com o in­ convenientes se encuentran el tiempo que requieren, y el gran trabajo que debe realizar­ se hasta que se obtienen las mediciones de las filmaciones. Éstas también pueden efec­ tuarse de forma automática, por medio del reconocimiento de marcadores colocados en distintos puntos del cuerpo, pero en este caso nos encontramos ya con algunos de los in­ convenientes de las técnicas de medición directa. La medición de las posiciones que ocupa el cuerpo a lo largo del tiempo, puede reali­ zarse con métodos directos. Los más usuales son los electrogoniómetros, que son instru­ m entos que se fijan a las articulaciones para medir los ángulos relativos entre segmen­ tos, y que son capaces de medir ángulos en diferentes ejes del espacio. Estos dispositivos cada vez son más pequeños y versátiles, e interfieren menos el movimiento norm al del deportista. O tro instrum ento de m edición directa son los acelerómetros, que com o su nom bre indica, permiten m edir las aceleraciones a que se somete a una parte del cuer­ po. Tienen un tamaño muy reducido (1 X 1 x 1 cm ), y son muy ligeros 1-2 g, y deben fi­ jarse firmemente a los puntos corporales en los que se desee medir la aceleración. Hay que tener en cuenta que si deseamos medir la aceleración de un segmento, la fijación no debe hacerse sobre tejidos blandos, y que la aceleración medida será exclusivamente la del punto donde esté fijado el acelerómetro. Estos instrumentos son muy utilizados para m e­ dir las vibraciones a que se ven sometidas diferentes partes del cuerpo, sobre todo por los impactos. Las velocidades y posiciones relativas de los puntos donde están fijados los acelerómetros, pueden calcularse por integración de la aceleración medida. Las técnicas indirectas utilizadas para la medición de las posiciones del cuerpo a lo lar­ go del tiempo, son distintos tipos de fotografía, el cine y el vídeo. Por la relación coste-calidad que en la actualidad presenta el vídeo, éste es sin lugar a dudas el equipamiento más usado, pero no podemos olvidarnos en ningún caso del cine, porque ofrece una cali­ dad muy superior a la del vídeo, y por las prestaciones referentes a las filmaciones de alta velocidad con las que puede captarse información que no es accesible con el vídeo están­ dar. Las mediciones de las filmaciones pueden ser bidimensionales o tridimensionales, y según el caso la técnica de grabación varía. Para mediciones bidimensionales, la grabación se realiza con una sola cámara, y es suficiente un sistema de referencia espacial compues­ to por dos puntos colocados a una distancia conocida. Se recomienda también para sim­ plificar el proceso de medición de las grabaciones, que la cámara esté estática sobre un trí­ pode y que el eje óptico de la cám ara sea perpendicular al plano principal de ejecución, que la filmación se realice lo más lejos posible de la acción, con la ayuda del zoom para minimizar el error de perspectiva y que se utilicen ropas ajustadas al cuerpo para la mejor localización posterior de los puntos anatómicos corporales. El proceso de medición de las grabaciones se realiza por el establecimiento de escalas entre el sistema de referencia es­ pacial en su medida real y el de su medida en la proyección. Las referencias temporales se obtienen directamente del vídeo, sabiendo que éste graba a una frecuencia de 50 Hz, y reproduce según el aparato a 25 o 50 Hz, por lo que el tiempo entre imágenes reproduci­ das es de 0,04 a 0,02 segundos (algunos aparatos en la reproducción del vídeo imagen a imagen, sólo reproducen los campos impares de la grabación, lo que equivale a 25 Hz). Las grabaciones de las que se deseen realizar mediciones tridimensionales, deben efec­ tuarse simultáneamente, con al menos dos cám aras situadas de tal form a que el ángulo que formen sus ejes ópticos esté comprendido ente 60 y 120°. Para la reconstrucción del

C a p it u l o 17. Biom ecánica deportiva

273

Figura 17-5. Muestra de un dinamograma de un salto vertical con contramovimiento, donde se aprecian las componentes vertical, anteroposterior y transversal de las fuerzas ejercidas sobre la plataforma de fuerza.

espacio real filmado, resulta imprescindible la grabación en el escenario donde se vaya a efectuar el movimiento que quiere analizarse, de un objeto control de medidas conoci­ das en al menos seis de sus puntos. El proceso de medición está basado en la utilización del algoritmo DLT, y presenta cierta dificultad, por lo que para su total comprensión se recomienda la lectura de Gutiérrez y cois. (1990), que realizan una detallada exposición de este problema. R e g is t r o

y m e d ic ió n d e c a r g a s e x t e r n a s

Para el registro y m edición de las cargas externas, los instrumentos más usados son las plataformas de presiones, las plantillas instrumentadas y las plataformas de fuerza. Todos ellos realizan las mediciones en tiempo real con ayuda de equipos informáticos. Las pla­ taform as de presiones, son aquellas que proporcionan mediciones cuantitativas de las cargas que soportan por unidad pequeña de superficie, y cada vez son más utilizadas com o podómetros. Las plantillas instrumentadas también proporcionan las cargas que soportan por pequeñas unidades de superficie, pero en este caso las plataformas tienen forma de plantilla y se colocan entre el calzado y el pie. Las fuerzas medidas en ambos ca­ sos son únicamente la com ponente vertical de las fuerzas ejercidas. Las plataformas de fuerzas o dinamométricas son unas estructuras por lo general rectangulares, instrumen­ tadas con diversos dinamómetros, que miden las tres componentes de las fuerzas ejerci­ das sobre ellas a lo largo del tiempo. El tratam iento de la fuerza captada por cada dina­ m óm etro, permite calcular la fuerza total ejercida, cada una de las componentes de esta fuerza (fig. 17-5), el punto de aplicación de la resultante, el impulso mecánico acumula­ do y el m om ento de torsión que actúa sobre el plano de la plataforma. E l e c t r o m i o g r a f Ia

La electromiografía (EMG) es la técnica utilizada para detectar y medir los niveles de ac­ tivación muscular, por medio del registro de los potenciales de acción muscular, genera­ dos para realizar la contracción de las fibras musculares. Este registro puede realizarse por medio de electrodos insertados en el músculo, que miden el potencial de acción de los puntos donde están colocados, y por electrodos colocados sobre la piel, que m iden el potencial de acción que fluye hacia la superficie corporal. Los electrodos de inserción son usados sobre todo en clínica, mientras que en el estudio de destrezas m otoras, se utilizan los electrodos de superficie (fig. 17-6). La base del uso de la EMG en el estudio cuantita­ tivo del m ovim iento, es la relación entre diferencia de potencial de acción , tensión

274

A. G arcía-Fogeda H errera y F. Biosca Estela

Figura 17-6. Muestra de un registro de superficie de EMG, en el que se aprecia una línea base cuando no existe actividad muscular, y alteraciones de diversa intensidad de esta línea con la actividad muscular.

-------

PlHeltt FZSatff F3C atch F4Zoüm TSÚt^bom F fiS slA lin FTStop F^oofliBtw F S T o p H F lO E x its

muscular y fuerza generada por el músculo, por lo que las mediciones de EMG, pueden relacionarse con la fuerza muscular según diversos autores. La EMG tiene otras múltiples aplicaciones com o son los estudios de la participación muscular en un movimiento, de la coordinación m otora, de la fatiga muscular, etc. Es recomendable la lectura de la obra, de De Luca (1997) para las personas interesadas en este tipo de estudio, por la claridad, con­ creción y al mismo tiempo profundidad con que aborda el problema.

Tratamiento de los datos En los análisis biomecánicos se utiliza el modelo de segmentos rígidos articulados, que representa al cuerpo humano com o un conjunto de segmentos rígidos articulados pun­ tualmente entre sí. El modelo asigna a cada uno de esos segmentos una masa puntual, una localización determinada de esas masas en cada segmento y unos momentos de iner­ cia baricéntricos de cada segmento, con el fin de realizar cálculos mecánicos -q u e son núm eros-, con el cuerpo humano -q u e está formado por tejidos vivos-. Por ello, debemos elegir un m odelo con parám etros corporales inerciales, que reproduzca con la mayor exactitud las características antropométricas de los individuos estudiados, ya que la pre­ cisión de los análisis dependerá de esa exactitud. A n á l is i s

c in e m á t ic o

El análisis cinemático del movimiento se efectúa a partir de los obtenidos medidos por los equipos utilizados. Los análisis bidimensionales, aunque son una simplificación de la realidad, pueden ser suficientes para el estudio de muchos movimientos que se ejecutan en el plano de filmación. Los análisis tridimensionales presentan, com o ya se ha expues­ to, una mayor complejidad, pero permiten valorar el movimiento efectuado en cualquier plano del espacio. Los descriptores del movimiento que permiten conocer el análisis ci­ nemático mediante el modelo de segmentos rígidos articulados son: las posiciones, las ve­ locidades y aceleraciones lineales de los puntos articulares, de los centro de gravedad de cada segmento corporal y del centro de gravedad del conjunto del cuerpo, así com o las posiciones, las velocidades y aceleraciones angulares de cada segmento corporal. A n á l is i s

c in é t ic o

El análisis cinético se realiza con los datos obtenidos de las mediciones de las cargas ex­ ternas, de las mediciones cinemáticas y de los parám etros inerciales corporales utiliza­ dos en el modelo de segmentos rígidos articulados. Con ellos y a partir de condiciones de

C a p it u l o 17. Biom ecánica deportiva________________________________________________________ 2 ^

equilibrio, pueden calcularse teóricam ente las cargas puntuales y los m om entos sopor­ tados por los segmentos y articulaciones. El cálculo está basado en modelos, por lo que los errores pueden llegar a ser de magnitud considerable, en especial cuando los cálculos se refieren a segmentos alejados del punto de medición de las cargas externas. A n á l is is

e n e r g é t ic o

El análisis energético se realiza a partir de la inform ación obtenida de los análisis cine­ mático y cinético. Con esta información puede calcularse la energía total, la cinética, la potencial y los flujos de energía entre los distintos segmentos corporales.

Resultados Los resultados de los diferentes análisis efectuados deben comunicarse al deportista con la m áxima rapidez posible, desde el m om ento en que se realiza la medición, si queremos que sirvan de retroalim entación al sistema. Los resultados se entregan en form a de in­ forme, con un lenguaje fácil de entender, y deben recoger toda la información que se crea de interés, así com o las recomendaciones técnicas que se deriven de las observaciones rea­ lizadas.

BIBLIOGRAFIA De Luca. The use o f surface electromyography in biomechanics. J Applied Biomechanics 1997; 13: 135-163. Grosser M , Neumaier A. Técnicas de entrenamientos. Barcelona: Martínez Roca, 1986. Gutiérrez M , De la Cruz JC, Oña A, Arellano R, Gómez R Estructura biomecánica de la motricidad. Granada: CDINEF, 1988. Gutiérrez M, Soto V, Martínez M. Sistemas de análisis computarizado para el movimiento humano. Málaga: Unisport, Universidad Internacional Deportiva, 1990. Hochmuth G. Biomecánica de los movimientos deportivos. Madrid: Doncel, 1973. Kreighbaum E, Barthels K. Biomechanics. A qualitative approach for studying human movement. Boston: Allyn and Bacon, 1996. Luttgen K, Well K. Cinesiología, bases científicas del movimiento humano. Madrid: Pila Teleña, 1982. Mainel K, Schanabel G. Bewegungslehre. Berhn, 1977. Nigg BM , Herzog W. Biomechanics o f the musculo-skeletal system. New York: John Wiley and Sons, 1994. Schmidt L. M otor control and learnig. Ghampaign, IL: Human Kinetics, 1982. Vera P, Hoyos JV, Nieto J. Biom ecánica del aparato locom otor. Valencia: Instituto de Biom ecánica de Valen­ cia, 1985. Vera P, Hoyos V. Bases elementales de biom ecánica aplicables al estudio de ios m ovim ientos hum anos. En: Llanos F, ed. Introducción a la biom ecánica del aparato locom otor. Madrid: Editorial de la Universidad Complutense, 1988.

Capítulo 18

Biomecánica de las ortesis y prótesis A. P a s a r in M a r t ín e z

y

R. V i l a d o t P e r i c é

Ortesis Concepto de ortesis La ortesis es un aparato ortopédico colocado externamente al individuo y que suple una función del aparato locom otor que se ha perdido de manera definitiva o provisional.

Clasificación general de las ortesis Según la fiinción se clasifican en activas y pasivas. 1. Activas. Sustituyen de forma mecánica una función muscular o ligamentosa. A su vez se dividen en: • Activas dinámicas. Sustituyen una función muscular, por ejemplo, la férula de Klenzac sustituye los dorsiflexores del pie; la ortesis de Mowsen sustituye los músculos dependientes del nervio radial. • Activas estabilizadoras. Sustituyen la función de uno o varios ligamentos. Por ejemplo, la rodillera estabilizadora para lesiones del ligamento cruzado anterior de rodilla. 2. Pasivas. Son ortesis que pretenden mantener un segmento del aparato locom otor en determinada posición. Se dividen en; • Pasivas correctoras. Intentan corregir una deformidad, por ejemplo, el corsé para la escoliosis. • Pasivas pastúrales. Pretenden mantener un ángulo articular obtenido por otros m e­ dios, por ejemplo, ortesis postural para el tratamiento de una rigidez del codo. Paralelamente, las ortesis también pueden clasificarse según el tiempo de utilización. Esta clasificación tiene importancia en el aspecto económico del aparataje ortopédico ya que la calidad de los materiales de una ortesis temporal no debe ser la misma que la de una definitiva porque su utilización será limitada y, por tanto, su coste debe ser menor. Se dividen en: a) temporales, que se utilizan en trastornos limitados en el tiempo, y b) defi­ nitivas, que se utilizan en déficit o discapacidades definitivas.

278_______________________________________________________ A. Pasarin M artínez y R. Viladot Pericé

Conceptos biomecánicos de las ortesis En la construcción de una ortesis deben seguirse una serie de criterios biomecánicos para que ésta cumpla su objetivo: suplir una función del aparato locomotor.

Materiales Al ser aparatos externos al cuerpo y que se aplican en situaciones de déficit fiancional, los materiales con que se construyen siempre deben ser lo más ligeros posible para no increm entar el gasto energético del movim iento del segmento afectado. Esta necesaria ligereza de las ortesis es más evidente en las que se emplean en la extremidad superior que las de la inferior. En las de extremidad inferior, en muchos casos resulta necesario combinar la ligereza de peso de la ortesis con la resistencia a la carga que precisan soportar. Hoy en día con los materiales plásticos, resinas y fibras de vidrio o carbono pueden conseguirse ambos resultados: poco peso y resistencia a las cargas. En las ortesis elásticas la elección del tipo de tejido está condicionada también por las funciones que debe realizar la ortesis: compresión para m ejorar la información propioceptiva de la zona y calor. La tendencia actual en estas ortesis es confeccionarlas con teji­ dos ligeros, transpirables y que no produzcan irritación cutánea. En cuanto a los materiales también hay que tener en cuenta si la ortesis será definiti­ va o provisional, ya que en las primeras es preciso utilizar materiales duraderos, aunque sean más caros.

Diseño de las ortesis Todas las ortesis se aplican sobre segmentos móviles del cuerpo, por ello tanto si son ac­ tivas com o pasivas la alineación de los ejes de movimiento en las primeras o los puntos de angulación en las segundas deberán coincidir perfectamente con los ejes de la articula­ ción sobre la que actúan, teniendo en cuenta que aunque se apliquen sobre articulaciones con más de un eje de movimiento las ortesis en general sólo van a suplir el movimiento principal o el más funcional de ese segmento. Las funciones que suple una ortesis siempre las realiza por medio de las fuerzas que ejerce sobre el segmento que debe tratarse, por tanto, en el diseño de todas las ortesis se tiene en cuenta la longitud de los brazos de palanca para disminuir o aumentar la fuerza que hay que conseguir, lo cual estará condicionado por la existencia de estructuras sus­ ceptibles de lesión en la región donde se aplique la fuerza.

Características biomecánicas de los distintos tipos de ortesis Ortesis activas dinámicas Son las ortesis que se utilizan para suplir la función de un músculo que ha perdido su función por parálisis, tanto central com o periférica, o por lesión del propio m úsculo com o en el caso de las roturas tendinosas. Sólo se utilizan en los segmentos distales de las extremidades (musculatura de ante­ b razo-m an o o pierna-pie) ya que suplir la función de m úsculos más potentes com o

C a p ít u l o 1 8 . Biom ecánica de las ortesis y prótesis

279

Figura 18-1. Ortesis activa dinámica. En este caso la ortesis suple la función de la musculatura extensora de la articulación metacarpofalángica.

cuádriceps o deltoides es mecánicamente m ucho más complejo. En el segmento donde más se utilizan es en el antebrazo-m ano en las lesiones de nervios periféricos o roturas tendinosas (p. ej., ortesis de Kleinert, de Oppenheimer, de Zancolli, etc.). En la extremi­ dad inferior sólo se emplean para suplir la función de los dorsiflexores del pie (p. ej., Bitutor corto de Klenzac, muelle de Codivilla) aunque su uso cada vez es menos frecuente y se opta por ortesis pasivas posturales de tipo “Rancho de los Amigos”. Todas estas ortesis se caracterizan porque poseen un sistema mecánico de tipo elásti­ co (gomas, muelles, cuerda de piano, etc.) que simula la acción del músculo que suplen. Este sistema se acopla a una base pasiva, de termoplásticos en las de extremidades supe­ riores, y que muchas veces realiza la función de mantener determinadas articulaciones en una posición deseada. Los criterios básicos del sistema mecánico que caracteriza a estas ortesis son; 1. Debe dejar libre el m ovim iento de las articulaciones que mueve el m úsculo afec­ tado. 2. La alineación del sistema mecánico debe ser lo más perpendicular posible al eje de la articulación que hay que movilizar y tangencial a la dirección del músculo. 3. El anclaje distal debe estar lo más cercano posible a la inserción anatómica del m úscu­ lo que suplen (figs. 18-1 y 18-2).

Ortesis activas estabilizadoras Son las ortesis que se utilizan para suplir la función de ligamentos lesionados; en general se trata de ortesis de uso tem poral aunque no es raro su empleo com o definitivas. En este caso no existen diferencias en cuanto a materiales ni costes entre unas y otras.

280

A. Pasarin M artínez y R. Viladot Pericé

Figura 18-2. Ortesis activa dinámica. Tipo “Rancho de los Amigos”. El material plástico de la ortesis suple la función de los músculos dorsiflexores del pie.

Las más representativas son las de rodilla y tobillo ya que son las articulaciones cuya inestabilidad discapacita más al individuo. Las características generales de estas ortesis son: 1. Una base que transmite las fuerzas que puede ser rígida o realizada en tejidos elásti­ cos com o el neopreno, la elección entre las dos estará determinada por la intensidad de las fuerzas que queramos que ejerza y esa intensidad dependerá de la inestabilidad o de las solicitaciones a las que someta la articulación el individuo. 2. Sistemas mecánicos que suplen el ligamento que a su vez pueden ser rígidos, blandos o mixtos. En el primer caso se tratará de barras metálicas con una articulación que deberá estar alineada con el “eje” de flexión de la rodilla. Aunque la flexoextensión de la rodilla pase por un eje policéntrico y existen articulaciones que lo simulan, su uso no está muy extendido. En el segundo caso se trata de bandas de tejido que forman un entrecruzado en el pun­ to de mayor tensión del ligamento que se suple, de forma similar a los vendajes de taping. La ortesis con sistemas mixtos más utilizada es la que se emplea en las lesiones del li­ gamento cruzado anterior de la rodilla. Poseen barras laterales articuladas sobre las que se fijan bandas de tejido para lim itar los m ovim ientos anteroposteriores de la rodilla (fig. 1 8 -3 ).

Ortesis pasivas correctoras Son ortesis que no poseen ningún m ecanism o y que sólo actúan por las fuerzas que ejercen directamente sobre los segmentos del individuo; el tipo más habitual son todos los corsés para la escoliosis. La fisiología articular de la columna vertebral muestra que cualquier movimiento de ésta se realiza en los tres ejes del espacio en mayor o menor grado en función del sector de la colum na de que se trate. Cualquier lateroflexión de la columna se acompaña de rota-

C a p it u l o 18. Biom ecánica de las ortesis y prótesis

281

Figura 18-3. Ortesis activa estabilizadora. Suple la función del ligamento cruzado anterior.

Figura 18-4. Ortesis pasiva correctora. Corsé para escoliosis.

ción y flexoextensión en uno u otro sentido. Por ello todas las ortesis correctoras de tron­ co buscan realizar estas fuerzas en los tres planos del espacio para corregir la deform i­ dad (fig. 18-4). Las características biomecánicas generales de este tipo de ortesis son; 1. En la actualidad, los materiales más empleados son los plásticos, y ha disminuido el empleo de los metales. 2. La íuerzü principal de la ortesis se aplica buscando la orientación correcta en los tres planos del espacio contrarios a la deformidad y la mayoría de las veces se ejerce sobre la giba de la curva. 3. Para que el corsé pueda ejercer esta fuerza principal precisa un punto de anclaje que en todos los casos es la pelvis; en algunos casos, dependiendo de la situación de la cur­ va principal, se necesita otro apoyo a nivel torácico superior (fig. 18-4).

282

A. Pasarin M artínez y R. Viladot Pericé

Figura 18-5. Ortesis pasivas posturales. Rodilleras.

Ortesis pasivas posturales Pretenden mantener un ángulo o posición articular que el individuo no puede mantener, y que por tanto daría lugar a una deformidad, o se trata de ortesis que de forma indirec­ ta estimulan al individuo a mantener determinada postura. Entre las primeras se encuentran aquellas ortesis que se utilizan para evitar retraccio­ nes musculares o articulares, por ejemplo, ortesis postural de muñeca y m ano para pa­ rálisis centrales, ortesis postural de codo en rigideces de codo o rodilla que se emplean tras movilización o artrólisis. Las características generales son: 1. Material termoplástico o incluso yeso si son temporales. 2. Ortesis extensas para poder realizar la fuerza necesaria para mantener la postura; en las de rodilla será necesario abarcar todo el muslo y la pierna. 3. Se sitúan en la cara del m iembro hacia la que existe la tendencia a la retracción. Por ejemplo, si la tendencia es a la flexión de rodilla la ortesis estará en la cara posterior de la extremidad. El segundo tipo de ortesis posturales son las ortesis elásticas (fajas, rodilleras, code­ ras, etc.) (fig. 18-5). En estas ortesis, ampliamente utilizadas de form a intuitiva por los pacientes para el tratam iento del dolor, los m ecanism os de acción son más complejos que los estricta­ mente ligados a la biomecánica. Se ha referido que aumentan la sensibilidad propioceptiva. Este hecho puede produ­ cirse por dos vías; la primera es la conocida teoría de la puerta de entrada de Melzack y Wall, y la segunda es que si mejora la información propioceptiva de un segmento mejo­ ra por ende el control de éste. También se ha descrito el aumento de calor que producen en la zona. Este incremen­ to de tem peratura m ejora las condiciones elásticas de los tejidos, su flexibilidad, y por tanto su capacidad de adaptación al trabajo.

C a p ít u l o 1 8 . B io m e c á n ic a d e las o rte s is y p ró te sis __________________________________________________

En las ortesis elásticas lumbares se ha descrito un aumento de la presión intraabdominal lo cual produce: disminución de la compresión longitudinal de los segmentos de un 50 % en D 12-L 1 y de un 30 % en L 5-S1. Además disminuyen la “tensión” de los músculos paravertebrales en un 55 %.

Prótesis La prótesis es aquel aparato que suple una parte del cuerpo y restituye su función.

Clasificación Endoprótesis Son prótesis internas que precisan de procedim ientos quirúrgicos para su colocación (p. ej., prótesis de cadera, prótesis valvular cardíaca, prótesis de m am a interna).

Exoprótesis Son prótesis que el propio paciente puede colocarse y que suplen, en la mayoría de los ca­ sos, parte de extremidades. Son “aparatos ortopédicos”, por ejemplo, prótesis para ampu­ tación de pierna-pie.

Conceptos generales de las exoprótesis (prótesis) de extremidades superiores e inferiores Las prótesis intentan suplir las funciones del miembro perdido. Las funciones de las ex­ tremidades que debe sustituir una prótesis pueden resumirse de m anera esquemática del siguiente modo: 1. Motoras. Son con las que ejecutamos una acción, coger con la mano un objeto, andar, etc. 2. Sensoriales. Ambas extremidades nos informan de aspectos de nuestra relación con el entorno. Así, con la mano además de conocer el tacto de un objeto también “calcula­ m os” de forma automática la cantidad de fuerza que debemos hacer con nuestro apa­ rato locom otor para moverlo. El pie nos informa de la situación o irregularidad del te­ rreno para alinear nuestro centro de gravedad co rp o ral de m anera que no nos caigamos durante la marcha. El complejo sistema de integración de estas dos funciones de las extremidades por m e­ dio del sistema nervioso central es lo que se denomina acto motor. Éste no sólo atañe a las extremidades o segmentos que lo realizan sino que cualquier m ovimiento que ejecuta­ mos con ellas provoca una postura determinada del resto del cuerpo para poder realizar ese movimiento con eficacia. Com o es obvio, en una prótesis el técnico ortopédico puede construir sistemas m ecá­ nicos que suplan determinados movimientos y hacer que éstos sean funcionales, pero hasta la actualidad no se ha podido sustituir, y es difícil que se consiga, la inform ación que obtenemos del exterior con nuestros miembros.

284_______________________________________________________ A. Pasarin M artínez y R. Viladot Pericé

Conceptos mecánicos de las prótesis Todas las prótesis constan de las siguientes partes genéricas: 1. Encaje. Es el sistema de anclaje del aparato ortopédico al cuerpo a nivel del muñón. Debe conjugar por un lado una buena sujeción para que la prótesis pueda realizar su función y por otro que ésta no produzca lesiones en el muñón. 2. Estructura. Sería el equivalente al esqueleto del miembro, le proporciona solidez. Tam­ bién da form a a la prótesis desde el punto de vista estético. Existen dos tipos de es­ tructuras: • Exoesquelética: se construyen en materiales plásticos o resinas, huecos en su interior. A la vez que dan forma a la prótesis, soportan las cargas de ésta. • Endoesquelética: son estructuras tubulares que soportan la carga de la prótesis, son más ligeras que las anteriores y suelen utilizarse en la extremidad inferior. En próte­ sis con este tipo de estructura se colocan fundas de espuma de alta densidad para darles una forma estética. 3. Articulaciones. Son los mecanismos que suplen el movimiento de los segmentos per­ didos. En la mayoría de los casos los movimientos se sustituyen por articulaciones de un solo grado de movimiento, aunque las articulaciones fisiológicas correspondientes posean más de un arco de movimiento (fig. 18-6). 4. Energía. Para realizar los movimientos de las articulaciones protésicas, al igual que en nuestro aparato locom otor, es necesaria una fuente de energía. Los tipos de energía son los siguientes: • Interna: es el propio individuo el que mueve la articulación protésica con el resto del aparato locomotor. • Externa: son sistemas mecánicos, hidráulicos o eléctricos sobre los que el individuo actúa de forma indirecta para activarlos. En este capítulo no se describen todos los tipos de prótesis o mecanismos existentes para amputados de extremidades; únicamente se explican los conceptos mecánicos bási­ cos que definen cada una de sus partes para conseguir la función.

Prótesis de extremidad superior La extremidad superior, desde el punto de vista de la función m otora, es la de más difícil protetización ya que deberían suplirse alrededor de 87 mecanismos, y a pesar de los avan­ ces de la electrónica la eficacia de estas prótesis es limitada y pocos amputados, excepto los bilaterales por razones obvias, las utilizan de form a continuada y funcional. Las ca­ racterísticas de las partes que las componen son las siguientes: 1. Encaje. En las prótesis de extremidad superior los encajes siempre son de contacto total construidos sobre moldes idénticos al muñón y busca una amplia base de apoyo apro­ vechando los relieves óseos y musculares (fig. 18-7). Hay que tener en cuenta que estos encajes no soportan carga com o los de la extremidad inferior, pero la sujeción enea-

285

C a p it u l o 1 8 . B io m e c á n ic a d e las o r te s is y p ró te sis

je-prótesis ha de ser perfecta ya que si no aún disminuye más la funcionalidad de la prótesis, ya que la mano protésica no podrá llegar a los objetivos que m arca el individuo. Para asegurar la fi­ jación, los encajes de prótesis funcionales de las extremidades superiores siempre llevan correajes que la garantizan. 2. Estructura. Siempre son estructuras exoesqueléticas que dan form a a la prótesis y contienen los elementos de movimiento. Su peso, con todos los elementos, debe ser parecido al fisioló­ gico; la extremidad superior de un individuo pesa aproximada­ mente el 5 % del peso corporal.

Tipos de articulaciones y energía A r t i c u l a c io n e s

m e c á n i c a s d e e n e r g í a in t e r n a

Codo cinemático. Se trata de sistemas mecánicos que permiten la flexoextensión del codo de Oa 90° con una posición de bloqueo. El individuo realiza la flexión del codo traccionando con la cintura escapular contralateral a través de un arnés, y la extensión pasiva se realiza por medio de la gravedad. Es una flexión del codo que sirve para cambiar la posición de la mano protésica.

Mano cinemática. Es la clásica pinza gancho (H ook, D orrance) que existe en distintos tamaños y resistencias. El individuo abre la pinza por medio de un arnés desde la cintura escapular contrala­ teral y el cierre lo realiza la propia pinza por medio de un m eca­ nismo de resorte. El amputado utiliza estos sistemas com o pinza, activamente, o aprovechando la forma de gancho. En general tie­ nen una fuerza de prensión inferior a 40 N. A r t i c u l a c io n e s

Figura 18-6. Partes básicas de una prótesis de extremidad inferior: encaje, articulación de rodilla, estructura endoesquelética y pie protésico.

d e e n e r g ía e x t e r n a

Existen dos subtipos: las electrónicas y las mioeléctricas. En ambos casos las articulacio­ nes son movidas por pequeños motores que se alimentan de baterías incorporadas en la estructura de la prótesis. Existen motores para la flexoextensión del codo, y la pronosupinación de 360°. Las m anos accionadas por energía externa tienen un sistema de pinza tridigital que con la funda cosmética corresponde a los 3 primeros dedos, y pueden tener una fuerza de prensión superior a las cinemáticas.

T

Figura 18-7. Prótesis mioeléctrica para amputación de antebrazo.

286_______________________________________________________ A. Pasarin Martínez y R. Viladot Pericé

La diferencia entre las electrónicas y las mioeléctricas radica en el sistema que utiliza el amputado para accionar los distintos motores de la prótesis. Las electrónicas sólo se utilizan en malformaciones congénitas cuando quedan restos de la extremidad (un radio de la mano, un dedo) que presentan la suficiente movilidad para manipular los interruptores correspondientes a cada m otor de la prótesis. Las mioeléctricas aprovechan los potenciales que generan los músculos proximales del muñón que son los que activan cada uno de los motores. En general, las prótesis de extremidad superior son difíciles de utilizar y ofrecen un ra­ dio de acción con la extremidad protésica muy limitado, por lo que se obtiene un nivel de eficacia que sólo es útil en los amputados bilaterales.

Prótesis de extremidad inferior Al contrario de las prótesis de extremidad superior, las de extremidad inferior han de­ mostrado su eficacia durante siglos, ya que un simple pilón (pata de palo) es útil para rea­ lizar un mínim o de m archa. Las funciones que se buscan con una prótesis de extrem i­ dad inferior son las siguientes: L Realizar un apoyo bipodal correcto. 2. Realizar una m archa con una longitud y cadencia de paso lo más parecida a la fisio­ lógica. 3. Que esta marcha se realice con el mínimo consumo de energía posible, aunque siem­ pre la marcha del amputado consume más que la m archa normal. 4. En algunos casos, con determinados tipos de pie, puede obtenerse energía en la fase de impulso sobre la pierna protésica. Sólo se tratarán las características mecánicas de las prótesis de los amputados por en­ cima (femorales) y por debajo de rodilla (tibiales), ya que son los dos tipos más repre­ sentativos de amputados de extremidad inferior.

Prótesis para amputados por debajo de la rodilla Las características de los elementos que las componen son las siguientes: 1. Encaje. Son encajes de contacto total, pero sin transmitir el máxim o de cargas a nivel de la punta del muñón ya que no es tolerado por el amputado. Los sistemas de suje­ ción más utilizados son el KBM o el SCG en los que el encaje realiza presión sobre am ­ bos cóndilos femorales. En la actualidad existen sistemas de cerrojo añadidos a este tipo de encajes que aún aum entan más la fijación m uñón-prótesis y, por tanto, las prestaciones (fig. 18-8). 2. Estructura. Se utilizan indistintamente las endoesqueléticas y las exoesqueléticas; ésta es la parte de la prótesis que condicionará su alineación. La alineación de la prótesis, con independencia del resto de las partes, es la que determina la calidad de la marcha del amputado. Está demostrado que en muñones tibiales inferiores a 6 cm es preferi­ ble realizar una alineación en valgo, que aumenta la anchura del paso, pero estabiliza las fuerzas mediolaterales durante la fase de apoyo unipodal sobre la prótesis. En m u­ ñones superiores a 6 cm la alineación se realiza en varo.

C a p ít u l o 1 8 . B io m e c á n ic a d e las o r te s is y p ró te sis

287

Figura 18-8. Diferentes partes del encaje de una prótesis tibial.

3. Articulaciones (conjunto pie-tobillo). Todos los tipos del conjunto pie-tobillo perte­ necen al grupo de energía interna, aunque pueden diferenciarse tres grupos con ca­ racterísticas mecánicas diferentes. • Pies no articulados. No existe articu lación de tobillo, es el clásico pie SACH (Solid-Ankle-Cushion-Heel). Este pie presenta un talón blando que simula la flexión plantar en la fase de contacto del talón con el suelo, un medio pie rígido y una pun­ tera, que corresponde a los dedos, flexible. • Pies articulados. Existen pies con un eje de movimiento en el tobillo de alrededor de 10° y otros com o el Greissinger que permiten además una ligera pronosupinación para adaptarse a terrenos irregulares (fig. 18-9). • Pies acumuladores de energía. Son pies que, debido a su estructura elástica interna constituida por ballestas de fibra de carbono, devuelven parte de la energía absorbi­ da durante el apoyo a la fase de despegue (FlexFooto Quantum) (fig. 18-10). A pesar de que es diferente detectar a determinados am putados tibiales durante la m archa si no se ve la prótesis, cuando se realizan estudios cine­ máticos de la m archa se observan las siguientes alteraciones: • Menor flexión de la rodilla en las fases inicial y final de apoyo. • Menor velocidad de marcha. • Longitud del paso aumentada en el lado protetizado. • Disminución de la fase de apoyo en el lado protetizado.

Prótesis para amputados por encima de la rodilla Las características de las partes que las componen son las siguientes:

Figura 18-9.

1. Encaje. El encaje más utilizado continúa siendo el cuadrangular. Es un encaje de sección cuadrangular que ejerce presión sobre la

Pie protésico con articulación de tobillo elástica.

288_______________________________________________________ A. Pasarin M artínez y R. Viladot Pericé

Figura 18-10. Pie protésico acumulador de energía construido en láminas de fibra de vidrio.

cara anterior del muñón, triángulo de Scarpa y recto anterior, cara posterior del muñón sobre el glúteo mayor, cara medial algo acanalada para dejar pasar los tendones de los aductores e isquiotibiales y cara lateral redondeada para adaptarse a la región trocantérea. En la tuberosidad isquiática presentan una aleta donde descansa aquélla en la fase de apoyo unipodal, y por la que pasa el 30 % de la carga del individuo. Así como en las prótesis tibiales la alineación está determinada por la estructura, en las femorales el ele­ mento principal de la alineación y estabilidad de la prótesis es el correcto moldeado del encaje ya que ha de estabilizar las fuerzas mediolaterales y anteroposteriores que son muy asimétricas en estos amputados. Un amputado femoral ha perdido la función estabilizadora del cuádriceps, aductores e isquiotibiales. Los sistemas de sujeción del encaje son: • Por vacío: en este caso no existe un contacto distal. • Por contacto total: existe apoyo distal pero en un porcentaje muy bajo. 2. Estructura. Puede ser endoesquelética o exoesquelética. Está determinada por el tipo de rodilla que se utilice. 3. Articulaciones de rodilla • Rodillas mecánicas. Son rodillas de energía interna y pueden ser unicéntrica o policéntricas, estas últimas realizan un movimiento de flexión por la inercia del indivi­ duo parecido al fisiológico. Las primeras pueden bloquearse en extensión para la m archa y así aumentar su seguridad en individuos de edad avanzada. • Rodillas hidráulicas. Son rodillas que podrían clasificarse dentro de las de energía ex­ terna, ya que merced a un pistón hidráulico se realiza la flexoextensión en respuesta a la fuerza que efectúa el individuo durante la m archa, y así varía la velocidad del movimiento de la rodilla. En cuanto al conjunto tobillo-pie los conceptos son los mismos que en las prótesis ti­ biales.

C a p it u l o 1 8 . B io m e c á n ic a d e las o rte s is y p ró te sis __________________________________________________ 2 8 9

BIBLIOGRAFIA Atlas o f orthotics. Biomechanical Principies and Application. St. Louis: C.V. Mosby Co, 1985. Biomecánica de la marcha humana normal y patológica. Instituto de Biomecánica de Valencia. Valencia, 1993. Krusen. Medicina física y rehabilitación. Kottke FJ y Lehmann JF. Buenos Aires: Panamericana, 1993. Viladot R, Cohi O, Clavell S. O rtesis y prótesis del aparato locom otor. T .l. Colum na vertebral. Barcelona: Masson, 1985. Viladot R, Cohi O, Clavell S. Ortesis y prótesis del aparato locom otor. T.2.1 Extremidad inferior. Barcelona: Masson, 1987. Viladot R, Cohi O, Clavell S. Ortesis y prótesis del aparato locom otor. T.2.2 Extremidad inferior. Barcelona: Masson, 1989. Viladot R, Cohi O, Clavell S. Ortesis y prótesis del aparato locom otor. T.3. Extremidad superior. Barcelona: Masson, 1992.

Capítulo 19

Biomateríales J. A. P l a n e l l E s t a n y , F. J. G i l M

ur y

M . P. G i n e b r a M

o l in s

Introducción La investigación en el área de los biomateriales en sentido amplio se inició hace ya m u­ chos siglos puesto que es posible encontrar trazas de prótesis implantadas en momias egipcias. Sin embargo, es a partir de la segunda guerra mundial cuando, en un intento de resolver los problemas cotidianos asociados al tratam iento masivo de pacientes, apa­ rece un vasto cam po asociado a la tecnología médica y en concreto va tom ando cuerpo una ciencia de los biomateriales. La definición de biomaterial ha sido muy laboriosa y di­ fícil. Tanto es así que no es hasta marzo de 1986, en una conferencia celebrada en Chester (Reino Unido) y convocada por las diferentes Sociedades Internacionales de Bioma­ teriales con el fin de encontrar por consenso definiciones comunes, cuando se aprueba la prim era definición de biomaterial: “un material no vivo utilizado en un aparato m é­ dico y concebido para interaccionar con sistemas biológicos”. La segunda conferencia de consenso sobre definiciones en el cam po de biomateriales, celebrada en Chester (Reino Unido) en 1991, consensuó una definición de biom aterial más amplia y ajustada: “un material diseñado para actuar interfacialmente con sistemas biológicos con el fin de eva­ luar, tratar, aumentar o reemplazar algún tejido, órgano o función del cuerpo”. La implantación de un biomaterial com porta una lesión en los tejidos vivos, que reac­ cionan frente a la lesión, siendo su primera respuesta de tipo inflamatorio, a la que sigue un proceso reparador y finalmente la cicatrización de la incisión. En muchas ocasiones, el tejido conjuntivo responde a la implantación con una fibrosis. La biocompatibilidad podría definirse com o la aceptabilidad biológica y el estudio de la interacción de los bio­ materiales con los tejidos susceptibles de estar en contacto con ellos. Aunque en la pri­ mera conferencia de Chester del año 1986 se elaboró un concepto de biocompatibilidad, este término no se definió con claridad en la segunda conferencia de Chester de 1991, ya que la biocom patibilidad no es una propiedad intrínseca de un m aterial, es decir, un biomaterial no es en cualquier condición biocompatible. Este hecho se pone de m ani­ fiesto por ejemplo con el polietileno de ultra alta densidad, que es un material bioinerte cuando se utiliza en forma másica, com o acetábulo de prótesis articulares. En cambio, las partículas de desgaste que se producen por la fricción producen reacción a cuerpo ex­ traño, y com o consecuencia osteólisis y aflojamiento de la prótesis. Las funciones que debe cumplir un biomaterial pueden ser muy variadas: desde una función mecánica, com o en las prótesis ortopédicas hasta una función eléctrica, com o en los m arcapasos o quim icobiológica com o en el caso de m em branas para diálisis. Por otra parte, para ciertas aplicaciones son necesarios biomateriales biodegradables, y para

292_______________________________________ J. A. Planell Estany, F. J. Gil M ur y M . P. Ginebra Molins

otras biom ateriales inertes que a la larga no encuentren ningún tipo de rechazo. En cualquier caso, es imprescindible la estrecha colaboración entre expertos en ciencia de materiales, expertos en física y química de superficies, biólogos celulares, y médicos y ci­ rujanos de las distintas especialidades involucradas para evaluar y seleccionar los bio­ materiales más adecuados para cada aplicación.

Comportamiento biológico de los materiales Biocompatibilidad Inicialmente se dio al concepto de biocompatibilidad un enfoque negativo: un biomaterial no debía producir respuesta del sistema inm unitario, no debía ser tóxico, ni por sí mismo ni por los productos de su degradación, no debía ser carcinogénico, ni a corto ni a largo plazo, p or sí m ism o o por los productos de su degradación, y no debía ser in­ compatible, desde un punto de vista médico. Sin embargo, ante la necesidad de establecer criterios cuantificables, a partir de la ra­ cionalización de los procesos que tienen lugar al entrar en contacto un biomaterial con los tejidos vivos circundantes, ha sido posible empezar a establecer protocolos de ensayo que permiten medir, aunque sólo sea parcialmente, el grado de compatibilidad, o en cier­ tos casos de toxicidad. Dado que la biocompatibilidad busca la aceptabilidad biológica, ésta puede examinarse a dos niveles que están relacionados entre sí: • En cuanto a la interacción de tipo biológico entre el material y/o sus productos de degradación y los tejidos. • En cuanto a la interacción que incluye otros factores relacionados con características mecánicas (elasticidad, tenacidad, etc.) o físicas del material. Además, la interacción debe considerarse tanto del implante hacia el tejido com o a la inversa. Cualquier riesgo biológico que pueda ser consecuencia de la utilización de bio­ materiales depende de una serie de factores, incluyendo el uso, frecuencia, duración de la exposición, cantidad o identidad de sustancias migradas al cuerpo humano, así como la actividad biológica de dicha sustancia.

Interacción biomaterial-tejidos biológicos Al implantar un biomaterial, lo que se hace en primer lugar es lesionar o cortar un teji­ do vivo. En consecuencia, es necesario estudiar la reacción del tejido biológico frente a la lesión. La prim era reacción será la inflamación, a la que seguirá el proceso reparador y finalmente la cicatrización de la incisión. El tiempo de transición entre la inflamación y la reparación dependerá de la gravedad de la herida o de la lesión. Cuando se implanta un biomaterial la secuencia de acontecimientos que tiene lugar es la que se describe a continuación: inflamación aguda, inflamación crónica y proceso re­ parador. La inflamación aguda será la reacción inmediata com o respuesta a la lesión y en la cual se producirán: a) cambios vasculares con dilatación y aumento de la permeabilidad capi­ lar; b) los hematíes ocuparán el centro del proceso inflamatorio para form ar el coágulo

C a p it u l o 1 9 . B io m a te r ia le s ____________________________________________________________________________ 2 ^

y los leucocitos ocuparán la periferia; durante este período la principal función es la fa­ gocitosis de partículas extrañas, y e ) existirá también la participación de mediadores químicos en todo el proceso de la inflamación. El proceso de la inflamación crónica depende del agente lesionante. La inflamación crónica es la respuesta exudativa en la cual predom inan los fibroblastos acom pañados de leucocitos, macrófagos, células plasmáticas y linfocitos. Puede producirse el llamado granuloma que estará formado sobre todo por macrófagos y derivados. Durante el pro­ ceso reparador los fibroblastos serán las células más abundantes. El proceso de cicatrización constará de diferentes fases, en las que se producirá: aj fi­ brina y neutrófilos; b) fibroblastos; c) macrófagos, y d) colágeno.

Respuesta del tejido conjuntivo La respuesta del tejido conjuntivo cuando se implanta un biomaterial puede ser de dis­ tintos tipos: L Fibrosis mínima. En el caso de un sólido m onolítico, no tóxico, no hay degradación de tejidos y el proceso inflamatorio de respuesta es semejante al de cicatrización de una incisión. El grado de reacción estará muy relacionado con la forma de la superfi­ cie. La inflamación aguda es la respuesta inicial, pero el exudado es distinto al que se produce por una incisión en ausencia de un implante. Los macrófagos superan a los neutrófilos con m ucha rapidez y los fibroblastos pueden ser m ucho más activos. La presencia del implante prolonga el proceso de inflamación y de reparación. El tejido de respuesta se estabiliza en un período de 4 a 8 semanas. 2. Desviaciones de la respuesta fibrótica mínima. Existen muchas formas de modificar la fibrosis mínima por la presencia de un implante. En primer lugar la reacción puede ser mayor que la analizada para el material absolutamente inerte. Así, la cápsula fibrosa puede ser más gruesa y tardar más tiempo en estabilizarse. En segundo lugar, la reac­ ción puede ser más extensa, de tal m anera que la respuesta aguda sea más intensa y progrese hacia una respuesta crónica. Esto lleva a la formación de una cápsula fibrosa de distinto tamaño y características com o población celular, densidad capilar, etc. Esta cápsula puede tardar meses en estabilizarse. En tercer lugar, es posible que la respues­ ta aguda sea mínima, y el proceso reparador se produzca con rapidez, pero que las in­ teracciones a largo plazo (corrosión, degradación, abrasión, etc.) den lugar a un es­ tímulo persistente y a inflamación crónica. El resultado será un granuloma con células gigantes de cuerpo extraño asociadas a edemas y a dolor para el paciente. Com o factores que influyen en las distintas respuestas que un tejido puede presentar frente a un implante, pueden mencionarse los efectos de la superficie, tanto físicos como químicos, y las variables fisiológicas que incluyen edad, sexo, estado de salud, farm acodinámica, etc.

Respuesta de los tejidos duros El hueso responde de diversas maneras frente a los implantes, en función, por ejemplo, del tipo de hueso, o de la relación que existe entre el hueso y el implante. También tienen im ­ portancia las tensiones producidas, así com o los distintos materiales utilizados. La reac­ ción del hueso tiende hacia un crecimiento o remodelación ósea. Esta reacción es distinta si se produce frente a un defecto óseo, frente a un implante monolítico o frente a partícu­

294_______________________________________ J. A. Planell Estany, R J. Gil M ur y M. P. Ginebra Molins

las de degradación de un biomaterial. Según se forme o no una interfase en la intercara hueso-biomaterial, se habla de biomaterial bioinerte o bioactivo, respectivamente.

Respuesta de la sangre La tendencia a producir la coagulación de la sangre (trombogenicidad) es el factor más im portante que debe tenerse en cuenta al analizar la compatibilidad de un biomaterial con la sangre. La sangre coagulada recibe el nombre de coágulo, y un coágulo formado en el interior de los vasos sanguíneos se denomina trom bo o émbolo según esté fijo o flo­ tante, respectivamente. Además de esta característica, un implante que esté en contacto con la sangre no deben lesionar las proteínas, enzimas u otros elementos de ésta (hem a­ tíes, leucocitos y plaquetas). La rugosidad de la superficie del implante es un factor muy im portante en relación con la trombogenicidad de éste, ya que cuanto más rugosa es la superficie, mayor es la su­ perficie de contacto con la sangre, lo cual promueve una coagulación más rápida que en superficies altamente pulidas (vidrio, polietileno, polimetilmetacrilato o acero inoxida­ ble). Por otra parte, para ciertos implantes vasculares se utilizan materiales trombogénicos con superficies rugosas para promover la coagulación en intercaras porosas, y favore­ cer un posterior crecimiento del tejido a través de los poros. Los intentos por identificar materiales no trombogénicos, con superficies aptas para estar en contacto con la sangre, pueden clasificarse según el siguiente esquema: a) superficies biológicas o heparinizadas; b) superficies con radicales am ónicos; c) superficies inertes, y d) superficies pene­ tradas por una solución.

Factores mecánicos y físicos que influyen en la biocompatibilidad Entre los factores que influyen en la biocompatibilidad de un material cabe m encionar los factores químicos o toxicológicos, condicionados por la naturaleza del biomaterial o de sus productos de degradación, y los factores eléctricos, com o las corrientes de polari­ zación anódica o catódica que pueden presentar los metales produciendo corrosión elec­ troquím ica y que lleva asociada la liberación de iones y productos de corrosión al m e­ dio. Otros factores son las propiedades superficiales, ya que la superficie puede ser, por ejemplo, hidrofóbica o hidrofílica, lo cual condiciona la aptitud de las proteínas para ser adsorbidas, y por tanto la tolerancia del material. Las interacciones mecánicas entre el tejido y el implante condicionan también la res­ puesta celular; pueden ser de tracción, compresión o cizalladura. Los factores geométri­ cos afectan la respuesta de un mismo material de forma diferente, según se presente en modo masivo o com o partículas. Asimismo, es importante la forma del material. Si el án­ gulo es agudo, la respuesta frente al material en partículas será más importante que fren­ te a un material compacto.

Evaluación de la biocompatibilidad Los distintos biomateriales necesitan diferentes pruebas específicas para el estudio de su biocompatibilidad, pero existen algunos ensayos que son com unes para cualquiera de ellos. El estudio de la biocompatibilidad puede efectuarse mediante la realización de pruebas in vitro o in vivo. Las pruebas convencionales in vitro son cultivos celulares, en­

C a p í t u l o 1 9 . Biomateriales__________________________________________________________________ 295

sayos de mutagénesis y carcinogénesis. Entre las pruebas m vivo se encuentran los ensa­ yos de hemolisis, implantes tisulares, irritación cutaneom ucosa, ensayos de sensibiliza­ ción, inmunológicos, irritación ocular, toxicidad general, pirógeno e histoquímica enzimática. Las pruebas se realizan siguiendo unas normas internacionales, y abarcan un gran abanico de estudio. Los más utilizados son los cultivos celulares y los implantes tisulares, pero es importante la respuesta global que puedan presentar todos ellos.

Materiales implantables Materiales metálicos Aunque históricamente se han utilizado diversos materiales metálicos para implantes en el organismo, en la actualidad el número de metales y aleaciones que se utilizan de manera más habitual es bastante limitado. Los materiales metálicos se corroen en un ambiente hos­ til, com o el organismo humano, y como consecuencia el material se deteriora y el implan­ te se debilita mientras al mismo tiempo los productos de la corrosión que se liberan a los te­ jidos circundantes producen efectos adversos. Los metales y aleaciones utilizados com o biomateriales tienen como característica común una buena resistencia a la corrosión. Se uti­ lizan aceros inoxidables, aleaciones base cobalto-crom o, y titanio y sus aleaciones. Otros metales usados en menor medida son el tantalio y metales nobles como platino y oro.

Aceros inoxidables Los primeros aceros inoxidables que se utilizaron para implantes fueron los austeníticos de tipo 18 % C r - 8 % Ni. Posteriorm ente se añadió M o para m ejorar la resistencia a la corrosión en agua salina. En la actualidad se utilizan aceros del tipo AISI 316 y 3 16L, con contenidos de carbono inferiores al 0,08 y al 0,03 % , respectivamente. Los aceros inoxidables martensíticos se utilizan para la fabricación de material qui­ rúrgico. Por su parte, los aceros inoxidables ferríticos, aunque poseen una excelente re­ sistencia a la corrosión bajo tensiones, tienen propiedades mecánicas y capacidad de en­ durecim iento p or trabajo claram ente inferiores a la de los austeníticos, por lo que no tienen ninguna aplicación. Los aceros inoxidables austeníticos de tipo 316L pueden llegar a corroerse a largo plazo en el interior del cuerpo humano. Por ello estos materiales sólo se utilizan y recomiendan en implantes temporales com o placas, tornillos y clavos utili­ zados en traumatología para osteosíntesis. Los aceros inoxidables austeníticos se endurecen por deformación con m ucha rapidez y por consiguiente en muchos casos pueden trabajarse en frío sin recocidos intermedios. Así, es posible obtener agujas con resistencia a la tracción de alrededor de L 4 0 0 MPa. Los implantes de aceros inoxidables austeníticos se obtienen por trabajo en frío y rara vez se someten a soldadura. Su superficie se pule y pasiva con ácido nítrico antes de esterilizar y empaquetar. En la tabla 19-1 se relacionan algunas propiedades mecánicas de los aceros inoxidables y otras aleaciones utilizadas com o biomateriales.

Aleaciones base cobalto-cromo Estos materiales se utilizaron en prim er lugar en odontología. Existen cuatro tipos: la aleación colable CoCrM o y las forjadas CoCrW N i, CoNiCrM o y CoNiCrM oW Ee, aun-

296_______________________________________ J. A. Planell Estany, F. J. Gil Mur y M. P. Ginebra Molins

Tabla 19-1.

Propiedades mecánicas de diferentes materiales metálicos implantables M aterial

Acero inoxidable 316. Recocido Acero inoxidable 316. Acabado en frío Acero inoxidable 316. Trabajado en frío Acero inoxidable 316L. Recocido Acero inoxidable 316L. Acabado en frío Acero inoxidable 316L. Trabajado en frío Aleación CoCrMo. Colada Aleación CoNiCrMo. Recocido solubilizado Aleación CoNiCrMo. Trabajado en frío Aleación CoNiCrMo. Recocido total Aleación TÍ-6A1-4V

Lím ite elástico 0,2% (M Pa)

Resistencia m áxim a (M Pa)

Elongación {%)

515 620 860 505 605 860 450 240-655 1.585 276 880

205 310 690 195 295 690 655 795-1.000 1.790 600 945

40 35 12 40 35 12 8 50 8 50 18

que en la actualidad sólo la aleación colable y la forjada CoN iCrM o se utilizan de for­ m a habitual. Los dos principales elementos de dichas aleaciones, Co y Cr, forman una solución só­ lida de 65 % de Co y 35 % de Cr. El Mo se añade para obtener un tamaño de grano más fino. Quizá la aleación con mayores posibilidades es la CoNiCrMo, que contiene un 35 % tanto de Co com o de Ni. Esta aleación posee una excelente resistencia a la corrosión bajo tensiones en agua de mar. Es muy difícil trabajarla en frío y en consecuencia sólo se forja en caliente. Dicha aleación se utiliza también para sinterizar por H IP (prensado isostático en caliente). Con la aleación colable CoCrM o se suelen moldear los implantes utilizando el método de la cera perdida. El control de la temperatura del molde permite controlar el tamaño de grano, así com o la distancia libre media entre carburos. Estas aleaciones poseen un pobre com portam iento frente a la fricción, tanto entre sí com o con otros materiales. Por ello las cabezas articulares de prótesis de Co-Cr, no se fa­ brican del mismo material, y en general se utilizan cabezas cerámicas. La ductilidad de las aleaciones forjadas es mayor, y también es mayor la resistencia a la tracción, no estando claro si existen ventajas en cuanto al comportamiento respecto a la fatiga. Es de destacar que el módulo elástico de dichas aleaciones está entre 220 y 235 GPa, es decir, entre un 10 y un 15 % superior al de los aceros inoxidables y el doble del correspondiente al Ti y sus aleaciones. En consecuencia los m odos de transferencia de carga desde la prótesis al hueso serán distintos en cada caso.

Titanio y sus aleaciones La utilización de Ti y sus aleaciones para la fabricación de implantes tuvo un mayor em ­ puje en un principio en Europa y en concreto en el Reino Unido. Posteriorm ente, al convertirse los metales que constituyen las aleaciones C o-C r en muy estratégicos, tam ­ bién en Estados Unidos se dio el salto hacia este metal. Su baja densidad, 4,7, comparada con 7,9 del acero inoxidable, 8,3 de la aleación CoCrM o y 9,2 de la CoNiCrM o, junto a sus buenas propiedades mecánicas (tabla 19-1) y su excelente resistencia a la corrosión, proporcionan a este metal un excelente potencial como material implantable. Las normas ASTM e ISO proporcionan cuatro grados de Ti no aleado para implantes quirúrgicos. Las diferencias entre ellos se encuentran en los contenidos de gases en solución, N, H y O, y C

C a p i t u l o 19. Biomateriales__________________________________________________________________ 2 ^

intersticial, así com o el Fe residual en solución sólida. La aleación de Ti más utilizada es la TÍ-6A1-4V, perfectamente definida en las normas y de muy amplia utilización en la in­ dustria aeroespacial en todo tipo de aplicaciones estructurales. El titanio tiene una gran reactividad con el oxígeno, y los gases N y H presentan gran facilidad para difundirse intersticialmente en él. Por ello su moldeado requiere una at­ mósfera inerte o el vacío. El Ti y sus aleaciones son muy difíciles de trabajar en frío y de mecanizar, al em botar la herramienta. La forja suele llevarse a cabo en caliente, alrede­ dor de 950 °C. El m ódulo de Young del Ti y sus aleaciones es de alrededor de 110 GPa, es decir, la mitad de los aceros inoxidables y de las aleaciones de Co-Cr, con lo que dicho metal es el más compatible con el hueso desde el punto de vista de la elasticidad. Las propiedades mecánicas ofrecen un amplio abanico: desde valores de límite elástico y resistencia a la tracción bastante inferiores a los del acero inoxidable y las aleaciones de C o-C r para el Ti de grado 1, hasta valores iguales o superiores a los de los m encionados materiales para la aleación TÍ-6A1-4V, pudiendo alcanzar una resistencia tensil de 1.000 MPa. En relación con el peso, las aleaciones de Ti son superiores a todas las demás. Además, su excelente resistencia a la corrosión se debe a la form ación de una capa tenaz de óxido que pasiva el metal. Sin duda se trata de uno de los metales más adecuados para fabricar implantes.

Otros metales En la fabricación de implantes se han utilizado también otros metales. Se ha demostra­ do que el tantalio (Ta) es muy biocompatible. Sin embargo, debido a sus pobres propie­ dades mecánicas y a su alta densidad U 6 ,6 ), su empleo está muy limitado a suturas en cirugía plástica y neurocirugía. El platino y otros metales nobles de su grupo son muy resistentes a la corrosión, aunque tienen muy pobres propiedades mecánicas. Por ello sólo se utilizan puros o aleados para pro­ ducir electrodos, como las puntas de un marcapasos, en virtud de sus propiedades eléctricas. El oro y la plata, aunque también son muy resistentes a la corrosión, presentan escasas pro­ piedades mecánicas, por lo que tienen muy poco interés como materiales implantables.

Materiales cerámicos El uso de materiales cerám icos es bien conocido en odontología, pero su uso en otro tipo de implantes médicos es relativamente nuevo. Teniendo en cuenta el tipo de res­ puesta que inducen en el tejido circundante, puede establecerse una clasificación de las biocerámicas en distintos grupos: 1. Cerámicas casi inertes, que provocan la formación de una cápsula fibrosa entre el te­ jido circundante y la superficie del implante. Pueden ser utilizadas en forma densa o porosa, para facilitar el crecimiento óseo entre los poros del implante, lo que confiere a éste una fijación mecánica. Un ejemplo es la alúmina ( A I 2 O 3 ) , que fue la prim era cerám ica utilizada ampliamente en la práctica clínica, en algunos com ponentes de prótesis articulares y com o implantes dentales, por sus excelentes cualidades de resis­ tencia mecánica y resistencia al desgaste. 2 . Cerámicas bioactivas, que provocan una respuesta biológica específica en la interfase del material, que lleva a la formación de un enlace entre el tejido óseo y el implante.

298_______________________________________ J. A. Planell Estany, F. J. Gil Mur y M. P. Ginebra Molins

Dentro de este grupo pueden distinguirse dos categorías muy amplias: los vidrios bioactivos, y las cerámicas con hidroxiapatita y otros fosfatos de calcio. 3. Cerámicas reabsorbibles, que después de ser implantadas son reabsorbidas. El objeti­ vo es que vayan siendo reemplazadas por el tejido óseo. Sin embargo, esto implica una correlación entre la velocidad de reabsorción de la cerámica y la velocidad de regene­ ración del hueso, que no siempre se produce. En este grupo se encuentran el sulfato cálcico y ciertos fosfatos de calcio. A continuación se desarrollan brevemente las características fundamentales de algu­ nos materiales cerámicos.

Alúmina Su elevada dureza combinada con propiedades de baja fricción y bajo desgaste hacen de la alúmina un material idóneo para prótesis articulares, a pesar de su fragilidad y de las dificultades de fabricación. Dado que se acostumbra a obtener por sinterización, la poro­ sidad desempeña un papel muy importante en las propiedades mecánicas.

Vidrios y vitrocerámicas bioactivos La prim era evidencia de la existencia de un enlace directo entre el hueso y un biomaterial fue descubierta a comienzos de los años setenta. El biomaterial que presentaba esta propiedad, conocido com o Bioglass® abarcaba un espectro de composiciones que conte­ nían S Í O 2 (< 5 7 % del peso), N a 2 0 , CaO y P 2 O 5 . El m ecanism o de enlace con el hueso implicaba la formación de una capa de hidroxiapatita biológicamente activa sobre el im ­ plante, com o consecuencia de una serie de intercambios iónicos y reacciones de disolu­ ción y precipitación. Estudios posteriores mostraron que el Bioglass® era capaz también de form ar un enlace con los tejidos blandos. Estos materiales se han aplicado en forma monolítica o com o gránulos. Debido a su baja tenacidad, común a las cerámicas en ge­ neral, sus aplicaciones se restringen a situaciones donde no se requiere soporte de carga. Posteriormente se diseñaron también vitrocerámicas bioactivas (Ceravital®, vitrocerám ica A /W ) con distintas composiciones químicas y mejores propiedades mecánicas que los biovidrios. Su mejor com portam iento mecánico ha hecho posible utilizarlas en situaciones donde existen ciertas solicitaciones de carga. En la tabla 19-2 se recogen a modo ilustrativo las composiciones de algunos de los vidrios y vitrocerámicas citados.

Cerámicas de fosfatos de calcio Paralelamente a los avances en el cam po de los vidrios y vitrocerámicas bioactivas se ha desarrollado la investigación en el ámbito de las cerámicas de fosfatos de calcio. Hasta la actualidad la atención se ha centrado en especial en com puestos del sistema ternario Ca 0 - P 2 0 s-H 2 0 , com o la hidroxiapatita y el fosfato tricálcico P ((i-T C P ), aunque po­ tencialmente se prevé una aplicación biomédica para los fosfatos de calcio que contie­ nen carbonato, sodio, magnesio, potasio o flúor. La hidroxiapatita [Caio(P 0 4 ) 6 (O H ) 2 ], es el com p onen te principal de la fase m ineral del tejido óseo. El fosfato tricálcico (3 [Ca 3 (P 0 4 ) 2 ] no es un com ponente natural del tejido óseo y es, al menos en parte, reabsorbible. Tanto en el caso de la hidroxiapatita com o en el del (3-TCP está dem ostrado que se forma un enlace directo entre el implante y el tejido óseo, lo que confirma el carácter bio-

C a p í t u l o 19. Biomateriales

299

Tabla 19-2. Composición de algunos vidrios y vitrocerámicas bioactivos (% en peso)

Componente

45S5 Bioglass®

45S54F Bioglass®

45B15S5 Bioglass®

SÍO2

45

45

30

P2 O5

6

6

6

CaO Ca(P03)2

24,5

B2 O3

24,5

KGS CeravitaP

Vitrocerámica A/W

46,2

46

20,2 25,5

33 16

34,2 16,3 44,9 0,5 4,6

9,8

CaF2 MgO Na20 K2 O

14,7

KGC Ceravital®

24,5

24,5

24,5

2,9 4,8 0,4

5

15

activo de estas cerámicas. Los resultados de implantación obtenidos hasta el momento, pa­ recen indicar que el comportamiento de una cerámica de fosfato de calcio en el seno del tejido óseo es más bioactivo cuanto más se asemeja en su composición de fases al mineral óseo. La fase mineral del hueso no es una hidroxiapatita estequiométrica, sino una hidroxiapatita pobremente cristalizada, deficiente en calcio, con una relación molar Ca/P que varía entre 1,67 y 1,50, cuya fórmula puede escribirse como Caio-x(HP0 4 )x(P 0 4 ) 6 -x(OH)2 -x. Además, en su estructura existen iones carbonato y sodio. De ahí el creciente interés que se está observando en el campo de las cerámicas de fosfatos de calcio por la obtención de ce­ rámicas de hidroxiapatita no estequiométrica, de baja cristalinidad, parecidas a las apati­ tas biológicas. En cuanto a los procesos de obtención, las cerámicas densas de fosfatos de calcio se ob­ tienen en general por sinterización. Este proceso consiste en com pactar el polvo de par­ tida, obtenido comercialmente o en el laboratorio por precipitación, dándole la forma deseada, y someterlo a un tratam iento térm ico a alta tem peratura, de 1.000 a 1.500 °C, que m ediante difusión en estado sólido hace que las partículas de polvo se unan. En función de las variables de procesado, com o la temperatura de sinterización, el tiempo o la distribución del tam año de la partícula del polvo inicial, puede controlarse la porosi­ dad de la cerámica obtenida. Deben destacarse los esfuerzos realizados para obtener po­ rosidades que simulen la m icroestructura del hueso esponjoso, y que faciliten la osteointegración. En la actualidad, los fosfatos de calcio son utilizados en diversas formas, según las ne­ cesidades de cada aplicación: a) com o pequeños implantes de cerámica densa (p. ej., en el oído m edio); b) com o implantes porosos para relleno de cavidades, en los cuales el cre­ cimiento óseo actúa de refuerzo del propio implante; c) en form a de polvo o gránulos, tam bién para rellenar defectos; d) com o recubrim ientos de implantes m etálicos, por ejemplo en el caso de prótesis articulares, y e ) com o com ponente bioactivo form ando materiales compuestos con otros materiales. Las principales limitaciones de las cerámicas de fosfatos de calcio derivan de sus pro­ piedades mecánicas. Com o la mayoría de las cerámicas, son bastante frágiles, tienen una baja resistencia al impacto y resistencias a la tracción relativamente pequeñas. No existe unanimidad en la bibliografía m édica en cuanto a las propiedades mecánicas de la hi­ droxiapatita. Así, el módulo elástico puede variar entre 40 y 150 GPa, valores de todas formas superiores a los que se obtienen al ensayar tejidos mineralizados com o la denti­ na o el hueso cortical, donde el módulo de Young varía entre 10 y 40 GPa. La resistencia

300_______________________________________ J. A. Planell Estany, F. J. Gil Mur y M. P. Ginebra Molins

a la compresión es inferior a 500 MPa y la dureza no es superior a 5 GPa. Todo ello indi­ ca que el com portam iento mecánico de la hidroxiapatita es claramente inferior al de la alúmina y otras cerámicas. Una de las propiedades relevantes es la fatiga estática, es de­ cir, el tiempo de fractura cuando se le aplica una carga constante en un medio acuoso, similar al fisiológico. La fatiga estática es una propiedad que debe tenerse en cuenta en las cerámicas, a diferencia de la fatiga dinámica que se mide en los demás materiales. En el caso de la hidroxiapatita, cabe destacar que su tiempo de fractura en medio acuoso y bajo una carga de 40 M Pa en condiciones de fatiga estática es inferior a un m inuto, lo que significa que en estado denso y com o elemento único sustitutivo del hueso es totalmente inapropiada. En la práctica clínica se presentan algunos inconvenientes derivados de los procesos de obtención de las cerámicas de fosfatos de calcio. La sinterización a alta temperatura im ­ plica que deben ser preformadas, y pueden presentar problemas de una mala adaptación a la cavidad ósea que se pretende llenar, con la consiguiente falta de fijación. Para obtener un mejor llenado de la cavidad se ha recurrido en ocasiones a la utilización de gránulos. Sin embargo, es frecuente que se produzca la migración de éstos fuera del lugar de im ­ plantación. Un primer paso para superar estos inconvenientes se dio en los años ochenta, al des­ cubrirse la posibilidad de obtener hidroxiapatita monolítica a tem peratura ambiente, a partir de una reacción de tipo cemento entre una fase sólida formada por polvos de fosfa­ tos de calcio, y una fase líquida. Se añadían así a las propiedades de biocompatibilidad y bioactividad de las cerámicas de fosfatos de calcio, unas características específicas de los ce­ mentos, com o la moldeabilidad y la capacidad de fraguar in situ, que podían resolver los problemas de fijación y adaptación planteados por las cerámicas de fosfatos de calcio.

Carbonos Los carbonos pueden obtenerse de form as muy distintas: alotrópico, cristalino (dia­ mante y grafito), vitreo casi cristalino y pirolítico. De entre ellos sólo el carbono pirolítico se utiliza ampliamente en la fabricación de implantes. Los carbonos pueden depositarse sobre superficies de implantes a partir de un gas de hidrocarburo en un lecho fluidificado a temperatura controlada. La anisotropía, la den­ sidad, el tam año cristalino y la estructura del carbono depositado pueden controlarse a través de la tem peratura, com posición del gas fluidificante, geometría del lecho y p er­ manencia de las moléculas de gas en el lecho. Todo ello es importante puesto que deter­ mina la estructura del depósito y en consecuencia su com portam iento m ecánico. Re­ cientemente, se ha conseguido depositar con éxito carbono pirolítico sobre las superficies de implantes vasculares. Dicho carbono es lo suficientemente delgado com o para no impedir la flexibilidad de los injertos y a la vez presenta una excelente compatibilidad con la sangre.

Materiales poliméricos Las posibilidades que ofrecen los polímeros para ser implantados en el cuerpo humano son muy numerosas debido a que pueden fabricarse con facilidad en geometrías muy dis­ tintas com o fibras, tejidos, pehculas y bloques de diferentes tam años y form as. Cabe destacar que en realidad los constituyentes principales de los tejidos naturales no son más que estructuras poliméricas, y en este sentido los polímeros sintéticos poseen una gran si­

C a p í t u l o 19. Biomateriales

301

militud con aquéllas. Sus aplicaciones comprenden cementos óseos acrílicos, sustitutos de venas o arterias, fibras de sujeción de órganos, hilos de sutura, etc. Un aspecto que no hay que olvidar al estudiar los biomateriales poliméricos es que los polímeros se deterioran con cierta facilidad debido a factores químicos, térmicos y físicos. Sin entrar a analizar procesos específicos, conviene mencionar el deterioro debido a la es­ terilización. Todas las técnicas de esterilización contribuyen al deterioro del polímero considerado. La esterilización por calor seco se lleva a cabo entre 160 y 190 °C, lo cual está por encima de las tem peraturas de reblandecimiento o de fusión de la mayoría de termoplásticos. Por su parte, la esterilización por vapor o autoclave se realiza entre 120 y 135 °C. En este caso no sólo la temperatura es importante, sino que el vapor de agua pue­ de atacar enlaces en determinados polímeros. Agentes químicos com o óxidos de etileno o de propileno en forma de gas, y soluciones fenólicas y de hipocloruro pueden utilizar­ se a bajas temperaturas, aunque estos métodos requieren mucho tiempo, son más costo­ sos y a veces los agentes químicos pueden ser altamente tóxicos y difíciles de eliminar o simplemente pueden causar el deterioro del polímero. Por último, la esterilización por ra­ diación deteriora, por encima de ciertas dosis, toda clase de polímeros tanto al rom per cadenas com o al recombinar enlaces. Una vez mencionado este aspecto, a continuación se describen brevemente algunos de los materiales poliméricos más utilizados com o biomateriales.

PoHolefinas Dentro de esta categoría se incluyen los polímeros lineales termoplásticos com o el polietileno y el polipropileno. El polietileno se encuentra en el mercado en tres grados funda­ mentales: baja y alta densidad y ultra-alto peso molecular. Su estructura consiste en una unidad repetida de tipo - ( C H 2 - C H 2 )n-- Su índice de cristalinidad puede alcanzar el 80 % . El polietileno de ultra-alto peso molecular es muy utilizado en implantes ortopé­ dicos, sobre todo en superficies sometidas a fuertes tensiones, com o el cotilo de las pró­ tesis de cadera o el plato tibial en prótesis de rodilla. No existe para este material ningún disolvente conocido a tem peratura ambiente. Para producirlo no pueden utilizarse sis­ temas de extrusión o de moldeado convencionales. Por su p arte, la unidad básica del polipropileno tiene una estru ctu ra de tipo - ( C H 2 - C H 2 C H 3 )n-. Según la posición del grupo metilo, existen tres tipos de polipro­ pileno: atáctico, isotáctico y sindiotáctico. Los materiales isotácticos pueden poseer un 95 % de cristalinidad. Las propiedades del polipropileno dependen en gran medida del porcentaje de material isotáctico presente, de la cristalinidad y del peso molecular, que al aumentar, incrementarán la densidad, la tem peratura de reblandecimiento y la resis­ tencia al ataque químico. Debido a la excelente resistencia a la flexión del polipropile­ no, se utiliza com o bisagra moldeada para prótesis articulares de dedos. Posee también un excelente com portam iento frente al agrietamiento bajo tensiones en ambientes hos­ tiles.

PoUamidas Las poliamidas se conocen también com o nailons. Presentan una excelente capacidad para ser transform adas en fibras debido al enlace de hidrógeno entre las cadenas, así com o un alto grado de cristalinidad lo cual incrementa su resistencia en la dirección de la fibra. Sin em bargo, los enlaces de hidrógeno pueden ser destruidos en condiciones in vivo, p or lo cual es posible utilizar estos m ateriales en aplicaciones biodegradables.

302_______________________________________ J. A. Planell Estany, R J. Gil Mur y M . P. Ginebra Molins

com o suturas absorbibles. La atracción entre cadenas a través de los enlaces de hidróge­ no, está controlada por la presencia de grupos de la forma -C O N H -. El número y distri­ bución de dichos grupos son los que determinan sus propiedades.

Polímeros acrílicos e hidrogeles Estos polímeros se utilizan ampliamente en aplicaciones médicas tales com o lentes de contacto (duras), lentes oculares implantables y cemento óseo para la fijación de próte­ sis articulares. En dentaduras y prótesis maxilofaciales se emplean también materiales acrílicos, debido a sus buenas propiedades físicas, ya que pueden colorearse muy bien y son fáciles de fabricar. La estructura básica de los acrílicos puede representarse com o -(CH a-C R iC O O R zjn-La única diferencia entre el polimetilacrilato (PMA) y el polimetilmetacrilato (PM M A) se encuentra en los grupos R, siendo Ri y R 2 respectivamente H y C H 3 en el PMA y C H 3 en el PMMA. Su polimerización tiene lugar por reacciones de radical libre. Debido al volumen de los grupos laterales, estos polímeros son amorfos. El PMMA tiene una resistencia a la tracción (6 0 M Pa) y una tem p eratu ra de reblandecim iento (125 °C) más elevadas que el PMA (7 MPa y 33 °C, respectivamente). El PM M A posee una excelente transparencia (92 % de tran sm isión ), un elevado índice de refracción (1,49) y excelentes propiedades de resistencia a la degradación, por lo que es adecuado para aplicaciones en lentes de contacto. Asimismo, posee una excelente resistencia quí­ mica y es muy biocompatible en estado puro. Com o desventaja cabe señalar su fragilidad si se com para con otros polímeros. Una aplicación muy extendida del PMMA es com o cemento óseo para la fijación de prótesis. El cemento óseo se prepara mezclando dos componentes, uno en polvo y otro lí­ quido. El constituyente en polvo contiene polim etilmetacrilato, sulfato de bario com o agente radioopaco y peróxido de benzoílo com o activador, mientras que el componente líquido contiene metacrilato de metilo m onóm ero, N,N-dimetil-p-toluidina com o ace­ lerante e hidroquinona com o estabilizante del monómero. Los contenidos de cada cons­ tituyente pueden variar ligeramente de una m arca com ercial a otra. Al mezclar los dos componentes, el m onóm ero polimeriza, y se produce el fraguado del cemento. Las pro­ piedades m ecánicas de los cem entos óseos curados son inferiores a las de las resinas acrílicas comerciales. Existen una serie de factores, tanto intrínsecos com o extrínsecos, que permiten explicar este comportamiento. Entre los factores intrínsecos cabe destacar la composición del monómero y del polvo, la distribución de formas y tamaños de la par­ tícula de polvo y con ello el grado de polimerización, y la relación líquido/polvo emplea­ da. Entre los factores extrínsecos se encuentran el medio en que se lleva a cabo la m ez­ cla, la tem peratura, la técnica de mezcla empleada, y el medio en el que tiene lugar el curado (temperatura, presión, superficies de contacto, etc.). El primer hidrogel desarrollado (absorción de agua superior al 30 % de su peso), y que se utilizó para lentes de contacto blandas, fiie el polihidroxietilmetacrilato (poliHEM A), cuya fórmula es -(C H 2 -C C H 3 C 0 0 C H 2 0 H )n -, donde el grupo OH es hidrofílico y res­ ponsable de la hidratación del polím ero. Sin em bargo, los hidrogeles tienen una p er­ meabilidad para el oxígeno relativamente baja si se com paran con la silicona.

Polímeros fluorocarbonados El polím ero fluorocarbonado más ampliamente conocido es el politetrafluoroetileno (PT FE ), com únm ente llamado tefión. La unidad repetida en este polímero es similar a

C a p í t u l o 19. Biomateriales__________________________________________________________________ 303

la del polietileno, salvo que los átomos de hidrógeno han sido sustituidos por átomos de flúor: - ( C F 2 - C F 2 )n - Su cristalinidad es elevada (más del 94 % de cristalinidad), y tam ­ bién su peso molecular y su densidad muy elevada (2,2). Su resistencia a la tracción y su módulo de elasticidad son bajos (17-28 MPa y 0,5 GPa, respectivamente). Posee además un coeficiente de fricción muy bajo ( 0 , 1 ), por lo que es ideal para superficies de contacto. El PTFE no puede moldearse por inyección ni extruirse, debido a su elevada viscosidad y a que no puede plastificarse. Por ello, para producir implantes, su polvo debe sinterizarse por encima de los 327 °C y bajo presión.

Poliésteres biodegradables Para que un polím ero reabsorbible sea biocom patible es necesario que los productos resultantes de su degradación no sean tóxicos, y a ser posible sean metabolitos que pue­ dan incorporarse a alguno de los ciclos m etabólicos del organismo hum ano. Con este criterio se han desarrollado los sistemas que derivan de hidroxiácidos (ácido láctico, ácido glicólico). El ácido poliglicólico (PGA) es un poli (a-hidroxi-éster) de fórm ula - ( C H 2 - C O O ) n - , que se utiliza sobre todo para hilos de sutura reabsorbibles. El ácido poliláctico (PLA) es también un poliéster, con fórmula - ( C H 2 C H 3 -C O O )n -. La presencia de carbonos asi­ métricos en distintas posiciones de su molécula da lugar a cuatro diastereoisómeros, de­ nominados L-, D -, Meso- y racémico. La polimerización de los distintos diastereoisóme­ ros produce polímeros estereorregulares con una distribución de secuencias que depende de la forma de adición de las unidades estructurales. Sus propiedades mecánicas y el com ­ portamiento biodegradativo dependen no sólo del peso molecular y de la distribución de pesos moleculares, sino también de la pureza de enantiómeros. En concreto, el m ante­ nim iento de la resistencia m ecánica de los implantes de PLA depende directam ente del contenido de estereosecuencias del enantiómero L-láctico. Una de las aplicaciones del PLA es com o dispositivos reabsorbibles de aplicación en osteosíntesis para la fijación de fracturas óseas, com o placas y tornillos. Se utilizan también copolímeros PLA-PGA para la fabricación de suturas y para sis­ temas de dosificación o liberación controlada de fármacos.

Gomas En la fabricación de implantes se han utilizado tres tipos de gomas: silicona, goma na­ tural y gomas sintéticas. En general se acepta que una gom a tiene la propiedad de po­ der ser estirada repetidamente a tem peratura ambiente hasta al m enos el doble de su longitud original y es capaz de recuperar con fuerza su longitud original al cesar la ten­ sión aplicada. La capacidad de la gom a para ser estirada se debe a la estructura cis en­ sortijada del pohisopreno. El que se pueda repetir el estiramiento se debe a los enlaces reticulares entre cadenas. La cantidad de enlaces reticulantes determina la flexibilidad de la goma. La gom a natural se obtiene a partir del látex del árbol Hevea brasiliensis. En form a pura se trata de un material compatible con la sangre, en particular si se retícula por ra­ yos X o mediante peróxidos orgánicos en lugar de aplicar la vulcanización convencional con azufre. Las gomas sintéticas se desarrollaron para sustituir la goma natural. Existen tres tipos fundamentales: SBR (copolímero de estireno-butadieno),butil (copolímero de isobutileno-isopreno) y neopreno (policloropreno).

304

J. A. Planell Estany, F. J. Gil M ur y M . P. Ginebra Molins

La goma de silicona es uno de los pocos polímeros desarrollados para uso médico. Se obtiene con bajo peso molecular y baja viscosidad y puede reticularse para conseguir un material de características gomosas. Pueden utilizarse dos tipos distintos de vulcaniza­ ción (reticulación): por calor o a tem peratura ambiente. En cada caso se utilizan dife­ rentes tipos de agentes reticulantes. Estas gomas pueden utilizar polvo de sílice (SÍO 2 ) com o carga para mejorar las propiedades mecánicas.

Termoplásticos de alta resistencia Recientemente se han desarrollado nuevos materiales poliméricos que pretenden co m ­ petir con los metales ligeros. Estos polímeros poseen excelentes propiedades mecánicas, térmicas y químicas debido a que la columna vertebral de sus cadenas principales es más rígida. Dentro de este grupo pueden considerarse los poliacetales que se han empleado para el acetábulo de una articulación de cadera, las polisulfonas que se han utilizado com o recubrimiento poroso en implantes ortopédicos y los policarbonatos cuyas apli­ caciones han sido los embalajes de comida y sistemas de asistencia cardiopulmonar. Para finalizar, hay que señalar que las tres familias de materiales descritos (metales, ce­ rámicos y polímeros) pueden combinarse entre sí para dar lugar a materiales com pues­ tos, seleccionando las propiedades más adecuadas de los diferentes materiales. Pueden mencionarse, a título de ejemplo, los compuestos de matriz polimérica reforzados con fi­ bras de carbono para sistemas de obturación en odontología, o materiales compuestos de fibra de vidrio para su aplicación en placas de osteosíntesis.

Resumen El cam po de la ciencia y la tecnología de los biomateriales es joven y sólo se ha consoli­ dado en los últimos quince a veinte años. Por ello todavía no existe una sólida norm ati­ va relativa a la evaluación del com portam iento biológico de los biomateriales ni de su com portam iento a largo plazo in vivo. El presente trabajo pretende introducir el con ­ cepto de biomaterial, así com o describir sus tipos y sus aplicaciones médicas y quirúrgi­ cas. El tema de los biomateriales es un área interdisciplinaria donde deben intervenir tan­ to ingenieros mecánicos y de materiales, como biólogos celulares, médicos y cirujanos. La primera característica que debe cumplir todo biomaterial es ser biológicamente acepta­ ble. En consecuencia, se analiza en prim er lugar el concepto de biocompatibilidad y las técnicas habituales para evaluarla. A continuación se describen los tipos de materiales que se emplean com o biomateriales en tecnología médica o bioingeniería. Por último se hace una descripción de los mecanismos o sistemas en los que encuentran aplicación los biomateriales. Estos aparatos abarcan un espectro tan amplio que comprende desde su­ turas hasta prótesis vasculares u ortopédicas y órganos artificiales.

BIBLIOGRAFIA Black J. Biological Performance o f Materials, 2 ? ed. New York: Marcel Dekker, 1992. Hench LL. Bioceramics: from concept to clinic. J Am Ceram Soc 1991; 74; 1487-1510. De Palacios J, Hernández-Ros C, Olaguibel J, Rohde M, Fernández-Fairén M. Implantes óseos y articulares. Madrid: Norma, 1980. Park JB, Lakes RS. Biomaterials. An introduction, 2 ? ed. New York: Plenum Press, 1992. Silver FH. Biomaterials, Medical Devices and Tissue Engineering. London: Chapman and Hall, 1994. Williams DF. Tissue-Biomaterial Interaction. J Mater Sci 1987; 22: 3421-3445.

Capítulo 20

Conceptos básicos sobre osteosíntesis R. O r o z c o D elclo s y J. M. Sales P érez

Definición La osteosíntesis es el procedimiento quirúrgico por el cual se estabilizan fragmentos óseos por medio de implantes metálicos situados en contacto directo con el hueso, atendiendo a normas biológicas y mecánicas. También se llama “fijación interna”, en contraposición a la “fijación externa” u osteotaxis, que se realiza con explantes o tutores externos.

Objetivos El objetivo de cualquier osteosíntesis debe ser conseguir una estabilidad suficiente y du­ radera entre los fragmentos óseos que permita la fiinción inmediata del miembro afec­ tado, mientras se forma el callo curativo. Estos objetivos de carácter biológico y mecánico se consiguen mediante: 1. La preservación de la circulación de los fragmentos y partes blandas con una técnica quirúrgica minuciosa, que respete las vías de abordaje anatómicas y manipule de for­ ma cuidadosa los fragmentos óseos que conservan inserción muscular. 2. La reducción anatómica de los fragmentos óseos, esencial en las fracturas articulares e importante en las fracturas diafisarias. 3. La realización de un montaje de osteosíntesis estático o dinámico, fundamentado en la compresión interfragmentaria y axial, que sea estable durante el período de conso­ lidación. 4. La fúnción precoz activa e indolora de todas las articulaciones próximas al foco para evitar la “enfermedad fracturaría”.

Principios de la técnica La técnica quirúrgica de osteosíntesis se fundamenta en principios biológicos y mecánicos.

Principios biológicos El abordaje quirúrgico de un hueso para reducir una fractura, tratar una seudoartrosis o fijar una osteotomía, requiere, de forma inevitable, la disección de partes blandas. Cuan-

306

R. Orozco P eíd o s y J. M. Sales Pérez

Figura 20-1. Fractura diafisaria del fémur tratada con placa de bajo contacto de titanio. El sexto tornillo realiza compresión interfragmentaria. Pueden observarse los puntos de contacto de la placa con el hueso. La indicación general para este tipo de fracturas es el clavo intramedular.

do en la descripción de los objetivos destacamos com o esencial la conservación de la vas­ cularización, nos referimos, por una parte, a un conjunto de aspectos comunes a cual­ quier cirugía, com o son el respeto estricto de las vías de abordaje anatómicas y la ausen­ cia de laceración de tejidos sanos. Por otra parte, hay aspectos específicos que se refieren al hueso. La curación de las fracturas multifragmentarias depende de la vitalidad de los fragmentos, razón por la cual deberán movilizarse con suma precaución durante las m aniobras de reducción. Para ello es útil la utilización de maniobras de tracción controladas, bien manualmente bien mediante distractores aplicados directamente sobre los grandes fragmentos proximal y distal. Las mesas ortopédicas con herramientas de tracción, resultan imprescindibles en algunos casos. Con estas maniobras se consigue agrupar y alinear los fragmentos, corre­ gir rotaciones y, com o consecuencia, agrupar los fragmentos en una posición aproxima­ da (reducción indirecta), lo cual facilita las m anipulaciones directas instrum entales, muchas veces imprescindibles para conseguir la reducción anatómica. En la actualidad, dentro de este aspecto de conservación de la vascularización, desta­ can algunos tipos de implantes que por sus características afectan menos la circulación perióstica y endóstica del hueso. Existen placas que presentan una superficie de contacto con el hueso en forma de puentes, de tal forma que sólo los pilares de éste contactan con el hueso (low contact), preservando zonas periósticas vascularizadas. A diferencia de las placas clásicas fabricadas en acero, las placas de bajo contacto se fabrican en titanio, m e­ tal más elástico, que ofrece ventajas biológicas y algunos inconvenientes mecánicos si no se utilizan con precisión (fig. 2 0 - 1 ).

C a p í t u l o 20. Conceptos básicos sobre osteosintesis

307

Figura 20-2. En la fractura no reducida existe un mínimo contacto entre los fragmentos. Si se comprime pueden producirse fracturas asociadas. La fractura reducida y comprimida ofrece máxima superficie de contacto, máxima fricción y máxima estabilidad.

La moderna aparición de clavos intramedulares sin fresar de fácil colocación, es otro intento de conservar a ultranza la vascularización intramedular, objetivo imposible de conseguir por lo que respecta a la arteria centromedular. Muchos años de experiencia en el fresado demuestran que la necrosis endóstica producida por un fresado lento y razo­ nable, se regenera con gran rapidez. No se pondría en duda la indicación de clavos no fre­ sados si no fuera porque el fresado permite la colocación de un clavo más grueso, con mayor superficie de contacto a lo largo del canal medular que, por tanto, ofrece más es­ tabilidad, y ésta es imprescindible para que se cumpla el patrón biológico de formación del callo curativo. Todas las ventajas que representa la conservación de la vascularización, se pierden si la estabilización mecánica es insuficiente, por ello el arte quirúrgico estriba en conjugar am ­ bos principios de form a adecuada, es decir, equilibrada. En cualquier osteosintesis se cumple un axiom a; “lo más fácil no siempre es lo m ejor”. Tam poco lo m ejor es lo más rápido, ni lo más aproximado, ni lo más barato o menos caro, lo que hace clara alusión a las clavos endomedulares.

Principios mecánicos La reducción anatómica de los fragmentos, enunciada com o objetivo de la técnica, no es un alarde quirúrgico, ni siquiera una exigencia social. Los extremos fracturarlos perfec­ tamente reducidos ofrecen entre ellos la m áxim a superficie de contacto posible. Si esta superficie es comprimida, la estabilidad que depende del propio hueso será máxima. Si se com prim en fragmentos no reducidos, pueden producirse fracturas añadidas y en cual­ quier caso la estabilidad será proporcional a la superficie reducida. En conjunto, la re­ ducción anatómica y comprimida de fragmentos vascularizados protegidos por un im ­ plante de osteosintesis, representa la osteosintesis más “biológica” que puede darse, pues facilita la función inmediata y garantiza la consolidación (fig. 2 0 - 2 ).

Medios de osteosintesis Para conseguir la estabilidad inmediata y duradera, a favor de la compresión, se utilizan diversos implantes, solos o combinados. Cada implante debe cumplir una función pre­ determinada.

308

R. Orozco P eíd o s y J. M. Sales Pérez

Figura 20-3. Fractura de meseta tibial con hundimiento del platillo externo. Reducción anatómica y fijación por tornillo de esponjosa con efecto de compresión interfragmentaria.

Tornillos de cortical y esponjosa Su misión principal es realizar compresión entre dos fragmentos. Para que ejerzan trac­ ción de un fragm ento sobre otro, el paso de rosca sólo deberá hacer presa en un frag­ mento, el opuesto al de la introducción del tornillo. Si se utiliza un tornillo de cortical, con fileteado total, deberá agrandarse su agujero de entrada en la primera cortical para que sólo realice presa en la segunda. Los tornillos de esponjosa con fileteado distal, de­ berán colocarse de forma que la totalidad del fileteado quede situado en la masa espon­ josa contralateral, ya que si parte de la rosca ocupa ambos fragmentos, la compresión es imposible (fig. 20-3). La utilización de tornillos para aplicar la placa al hueso, no requiere agrandar su agu­ jero de entrada. Sin em bargo, pueden realizar com presión interfragm entaria al pasar por uno de los agujeros de la placa, si se agranda su paso por la primera cortical.

Placas rectas Se utilizan com o implantes protectores de la com presión ejercida por los tornillos de tracción. Cuando se moldean con una técnica específica y utilizan correctam ente los tornillos que penetran por sus agujeros, se consigue con la placa un efecto añadido de compresión axial. En el fémur y la tibia siempre deben colocarse tornillos de compresión interfragmen­ taria y reservar el efecto de la placa com o protección o neutralización de las solicitaciones que inciden sobre el foco comprimido (fig. 2 0-4). En la extremidad superior es recom en­ dable utilizar el mismo principio, pero si es imposible, la placa tensada para compresión axial puede ofrecer suficiente estabilidad para la función (placa con efecto de soporte). Cualquier placa recta debe ser moldeada para aplicarla exactamente sobre las super­ ficies curvas y en algunos casos torsionadas para adaptarlas al perfil de las corticales (ti­ bia). Este aspecto mecánico es fundamental, porque de no observarse, al atornillar con

C a p i t u l o 20. Conceptos básicos sobre osteosintesis

309

Figura 20-4. Fractura espiroidea de la tibia. Reducción anatómica. Compresión interfragmentaria por un tornillo. La placa, perfectamente moldeada en todos los planos, actúa como protección del efecto de compresión interfragmentaria realizado por el tornillo de tracción. Osteosintesis estática.

fuerza la placa se producen desplazamientos de la fractura. El hueso “va a la placa”. Nin­ gún hueso es recto y la placa sí lo es. Por otra parte, a veces deberá moldearse algo más que la curvatura anatómica del hueso para que, al tensarla, fuerce el contacto de la corti­ cal opuesta (fig. 20-5). La técnica de aplicación de las placas constituye un verdadero arte que ofrece resulta­ dos brillantes. Todas las críticas que han recibido y recibirán las placas, son debidas a la mala técnica con que se han utilizado. Con un perfecto moldeado, “la placa va al hueso y el hueso a la placa”, se reparten las tensiones y se consigue que el hueso participe de for­ m a principal en su propia estabilidad. Las placas se rom pen por fatiga o se desanclan cuando absorben la mayor parte de la carga, función que debe realizar de forma priorita­ ria el propio hueso.

Placas anguladas Se utilizan para fijar fracturas, osteotomías y seudoartrosis en las regiones metaepifisarias del fémur. Constan de una placa que se dobla en un segmento al que sigue una lámina con sección en “U ” para su mejor anclaje en tejido esponjoso. La placa agujereada, para alber­ gar tornillos, se utiliza según los mismos principios que la placa recta. La lámina requiere una situación muy precisa para que el implante realice la función para la que está previsto. Existen dos tipos principales de placas anguladas. Las que forman un ángulo de 95°, conocidas com o “condíleas”, por reproducir el ángulo de los cóndilos femorales con su diáfisis y las placas de 130°, que reproducen el ángulo cervicodiafisario. Sus funciones biomecánicas son distintas. Con la placa de 95° puede realizarse compresión interfrag­ mentaria estática, mientras que la placa de 130° es el paradigma de osteosintesis dinámi­ ca (figs. 20-6 y 20-7).

310

Figura 2 0 -5 . Fractura diafisaria del fé­ mur. Compresión interfragmentaria de la fractura por un tornillo de tracción obli­ cuo, a través de la placa. La placa actúa como protección del efecto del tornillo, el cual representa el implante principal. Osteosíntesis estática.

R. Orozco Delclos y J. M. Sales Pérez

Figura 20-6. Fractura supracondílea del fémur. Re­ ducción anatómica. Fijación por placa de 95° tensa­ da y aporte de injerto óseo. Osteosíntesis estática.

Figura 20-7. Fractura del cuello femoral. Reducción anatómica y fijación por placa de 130°. Se ob­ serva el progresivo empotramiento de ambos fragmentos, la penetración de la lámina en la cabeza femoral y la expulsión lateral del tornillo. Osteosíntesis dinámica.

C a p i t u l o 20. Conceptos básicos sobre osteosíntesis

311

Figura 20-8. Fractura de la región subtrocantérea del fémur. Osteosíntesis con DHS. Puede obser­ varse cómo la compresión dinámica origina la expulsión lateral de los tornillos los cuales no pe­ netran en la cabeza femoral.

En la práctica, la placa de 130° ha sido ampliamente sustituida por las placas con tor­ nillo de compresión dinámica (DHS) que facilita este tipo de compresión en las fracturas de la región proximal del fémur (fig. 2 0-8). Este implante nada tiene que ver con la placa de 95° provista de tornillo de compresión (DCS), cuya función es de soporte y estática. Las placas con tornillo deslizante ofrecen com o ventaja la facilidad de orientar el torni­ llo con la ayuda de agujas cuya posición puede visualizarse con RX. Tienen com o incon­ venientes su mayor volumen y rigidez.

Clavos intramedulares Son tutores endomedulares conductores de fuerzas. Con ellos no se realiza compresión, sino que se transmiten las fuerzas de carga a lo largo del eje que representan. Son estas fuerzas, de origen muscular o efecto del apoyo sobre la extrem idad, las que realizan la compresión interfragmentaria en sentido axial. Por tanto son osteosíntesis dinámicas. Su función es muy útil cuando se trata de fracturas lineales transversas u oblicuas, pero es in­ suficiente en las fracturas complejas o multifragmentarias, pues la compresión favorece el colapso fragmentario con el consiguiente acortamiento. Por otra parte, el clavo es incapaz de estabilizar las fracturas situadas más allá del ensanchamiento en trom peta que ofrece la anatomía de los huesos largos (fig. 20-9). Por las razones indicadas, en estos últimos años se ha desarrollado la tecnología del cla­ vo encerrojado. Son clavos endomedulares con agujeros transversales en su zona proximal y distal. A su través pueden transcurrir tornillos perpendiculares al eje, cuya función de ce-

312

R. O rozco Delclos y J. M. Sales Pérez

Figura 20-9. Fractura de la diáfisis del fémur (A) y de la tibia (B). Enclavado intramedular fresado. Osteosíntesis dinámica.

rrojo bloquea las rotaciones y evita el colapso del foco fracturario que queda suspendido en­ tre los tornillos y alineado por el clavo. Aunque la técnica parece lógica y fácil, en la práctica ofrece multitud de complicaciones secundarias si no se realiza la indicación con precisión. De lo expuesto se desprende que la compresión favorece la estabilidad: el clavo doble­ mente encerrojado bloquea la compresión y puede ser causa de retraso de la consolidación y seudoartrosis. La palabra “dinamizarlo” expresa precisamente el acto de extirpación de los tornillos de un extremo, para que el clavo realice su función básica de osteosíntesis di­ námica. Con frecuencia, las solicitaciones funcionales precoces, que justifican y son obje­ tivo primordial de toda osteosíntesis, causan la rotura de los tornillos-cerrojo por cizallam iento, en cuyo m om ento la fractu ra se com prim e o colapsa. Es entonces cuando consolida. En las indicaciones adecuadas (algunos polifracturados) y con una técnica perfecta (com o ocurre con cualquier tipo de osteosíntesis) este tipo de enclavado es eficaz.

Alambres Los alambres son implantes muy poco resistentes a todas las solicitaciones, excepto a la de tracción. Por esta razón sólo se utiliza, en general apoyado sobre agujas de Kirschner, con una función de obenque y por tanto situado en la cara de tracción del hueso, de tal forma que al ser solicitado aumenta su tensión y comprime aún más la fractura. Si no se realiza este efecto secundario, el obenque es inefectivo y probablemente se romperá. Su principal indicación se encuentra en las fracturas de rótula, de olécranon y en arranca­ mientos apofisarios (fig. 2 0 - 1 0 ).

Combinaciones de principios El arte de la osteosíntesis consiste en combinar adecuadamente el m enor número de im ­ plantes para aprovechar al máximo sus efectos mecánicos y conseguir una mejor estabi­ lidad inmediata.

C a p í t u l o 20. Conceptos básicos sobre osteosíntesis

313

Figura 20-10. Fractura de olécranon. Indicación principal del cerclaje alámbrico apoyado en agujas para conseguir un efecto de obenque. Osteosíntesis dinámica.

La compresión interfragmentaria, estática o dinámica, es el objetivo que debe alcan­ zarse. La suspensión entre tornillos encerrojados la consideramos una técnica alternati­ va. Sin embargo, todos los medios deben estar disponibles antes de empezar la interven­ ción. Si se aplican simultáneamente diversos principios biomecánicos es posible realizar combinaciones muy efectivas. Cualquier intervención quirúrgica para realizar osteosíntesis debe planificarse previa­ mente, realizando un calco sobre papel de la fractura u osteotomía prevista y superpo­ niendo copias de papel transparente, efectuar la reducción y situar los implantes. Du­ rante la intervención se realizan los actos ya meditados con los medios previstos, con lo cual se consigue mayor precisión y rapidez operatoria. Las técnicas de osteotaxis (fijación externa) pueden combinarse con las de osteosín­ tesis (fijación interna) (fig. 20-11). Tienen una indicación óptima para las fracturas abier­ tas. Los principios de compresión interfragmentaria, siempre que sea posible, se com bi­ nan con compresión axial. Los efectos de neutralización y soporte se asocian siempre, y los conceptos de osteosíntesis dinámica y estática pueden conjugarse. La fijación externa nunca ofrece la estabilidad de la interna, porque la barras de fijación (explantes) están muy alejadas del eje del hueso. Por esta razón suele tratarse de un sistema provisional que se sustituye por osteosíntesis una vez curadas las heridas.

Biología del callo óseo Del proceso curativo de las fracturas conocemos perfectamente el “cóm o” y sólo una par­ te del “por qué”. Sabemos que una fractura cuando es inmovilizada por cualquier m e­ dio, sea quirúrgico o no, evoluciona a la curación a través de un callo de fijación. Además, si la fractura se desplaza lo suficiente por acortamiento, angulación y rotaciones, de for-

314

R. O rozco Pélelos y J. M. Sales Pérez

Figura 20-11. Fractura abierta y polifragmentaria de tibia. Combinación de fijación interna y externa.

ma que las solicitaciones de los músculos agonistas y antagonistas queden neutralizadas y por tanto la fractura en reposo mecánico, aparece una consolidación viciosa, pero con las características típicas del callo curativo voluminoso y sólido. Es lo que ocurre en los animales cuadrúpedos: levantan la extremidad fracturada para que no cargue, la fractu­ ra se desplaza naturalmente y en esta situación esperan la curación, que con seguridad llegará. Cuando se produce una fractura, además del hueso se rompe el periostio y el endostio, vasos sanguíneos, fibras musculares, etc. En consecuencia, el hematoma que se forma contiene células de distintos orígenes. Al inmovilizar la fractura “suficientemente” por cualquier método, todas las células se convierten en pluripotenciales a través de un p ro­ ceso de metamorfosis dirigido a la formación de tejido fibroso y cartilaginoso, el cual más tarde se calcifica y contribuye a la inmovilización del foco. Luego se revasculariza, y en es­ tas condiciones se transforma en tejido óseo trabeculado. Posteriormente la solicitación mecánica del hueso determinará que las trabéculas se reorienten en el sentido mecánico más adecuado. La consecuencia es un callo voluminoso, visible en la radiografía. El proceso es distinto cuando la fractura se trata por osteosíntesis. Se exige entonces una reducción anatómica con abordaje quirúrgico, muchas veces abierto. Esto com por­ ta la evacuación del hem atom a y el retensado de las estructuras musculotendinosas que tienden a desplazar la fractura. La osteosíntesis neutraliza estas fuerzas de form a más enérgica y continuada que cualquier otro procedimiento terapéutico (yesos, férulas, trac­ ciones, fijadores externos). El resultado biológico del proceso consiste en la formación de un callo totalmente distinto al descrito anteriormente. Los muñones vasculares de las osteonas avanzan y atraviesan directamente el foco de uno a otro fragmento, creando di­ rectamente hueso. En ningún m om ento se forma fibrocartílago. Es un tipo de curación denominada angiógena, haversiana, directa o p er prim am . Su traducción radiológica es un callo invisible en la radiografía, porque no existe participación perióstica, ni del he­ m atom a de fractura (fig. 2 0 - 1 2 ). La obtención del callo p er prim am no es un objetivo de la osteosíntesis, sino una rea­ lidad biológica condicionada por la estabilidad mecánica. Un callo no es mejor que otro. En el proceso de consolidación clásico sólo el callo en evolución ofrece de forma progre­ siva a la fractura la estabilidad necesaria para su form ación. En la osteosíntesis, el im-

C a p í t u l o 20. Conceptos básicos sobre osteosíntesis

315

Figura 20-12. Fractura de tibia reducida anatómicamente. Seis semanas después las osteonas transcurren directamente a través del foco en un proceso de curación directa p er prim am .

plante mantiene la inmovilización (sutura ósea) mientras el hueso forma directamente hueso. Si la osteosíntesis no es suficientemente estable, aparece un “callo nuboso”, em er­ giendo de la línea de fractura, la cual a su vez se agranda por resorción. Es un signo de alarma que indica la necesidad de aportar mayor inmovilidad al foco: escayola comple­ mentaria, reserva de carga, férulas o reintervención quirúrgica para reconstruir una os­ teosíntesis realmente estable.

Osteosíntesis biológica En los últimos años se ha utilizado con frecuencia el térm ino “osteosíntesis biológica”, que suele identificarse con los montajes de osteosíntesis en los que se han empleado po­ cos tornillos o clavos delgados. Este término, por otra parte muy antiguo, induce a m u­ chas confusiones y constituye un gran error conceptual. De hecho, los autores modernos, miembros del grupo AO, que han rememorado el término, lo reservan para las fracturas multifragmentarias de la diáfisis femoral. La palabra “biológica” es seductora, y en la interpretación que suele dársele, juega a fa­ vor de los detractores de las técnicas de osteosíntesis. En realidad, el respeto por la biolo­ gía ósea constituye un objetivo, desde los inicios de la técnica (1950) propuesta por Maurice E. Müller y el grupo AO. El fin biológico que persigue la osteosíntesis es la curación de la fractura, lo cual se consigue respetando la vascularización de los fragmentos y ofre­ ciéndoles la estabilidad necesaria y suficiente para que el hematoma en evolución pueda mineralizarse y ser entonces revascularizado, o se realice una consolidación directa p er primam. El ahorro indiscriminado de material de síntesis puede producir inestabilidad o colo­ carla en el límite de su eficacia, siendo causa inexorable de retraso de la consolidación y seudoartrosis. El exceso de implantes es innecesario o francam ente perjudicial porque aumenta la rigidez de un segmento óseo y provoca stress protection o simplemente p or­ que destruye la masa ósea. Así pues, debe entenderse com o técnica “biológica”, no aque­ lla que utiliza pocos implantes, sino la que ofrece estabiUdad suficiente, necesaria y con­ tinuada para conseguir la consolidación.

316

R. Orozco P eíd o s y J. M. Sales Pérez

Figura 20-13. Fractura polifragmentaria de la diáfisis del fémur. Pérdida de sustancia relativa de la cortical interna. Aporte de injerto esponjoso autólogo. El callo resultante tiene mayor masa ósea que la del injerto aportado (efecto inductor).

Injerto óseo Se ha comentado que la reducción anatómica es importante desde el punto de vista m e­ cánico y biológico. En aquellas fracturas en que se produce pérdida de sustancia ósea o existen fragmentos desvascularizados y, por tanto, sin potencial biológico, debe conside­ rarse la necesidad de sustituirlos por injerto esponjoso autólogo. En general se obtiene de la cresta ilíaca, en fragmentos de 1-1,5 cm. Estos fragmentos mantienen la plena capacidad vital de sus células y además aportan un gran potencial osteogenético, de manera que, una vez incorporados a la fractura, la masa ósea resultante fi­ nal es mayor que la del injerto aportado. En seis semanas se realiza el proceso de incor­ p oración al lecho receptor y ofrecen ya cierta función m ecánica (de sop orte) que colabora con la función de implante de osteosíntesis. Su potencial biológico, mal cono­ cido, induce la formación de nueva masa ósea y, por tanto, el callo resultante será volu­ minoso. Sin embargo, una vez más, la estabilidad mecánica condiciona la biología, ya que si el montaje no es suficientemente estable el injerto se resorbe en vez de incorporarse (fig. 20-13). El injerto óseo debe considerarse com o un implante biológico que form a parte im ­ prescindible de cualquier osteosíntesis con pérdida de sustancia o sobre seudoartrosis, en especial las de tipo hipovascular o atrófica. En las fracturas corticales debe situarse en el lado contralateral a la placa. En las fracturas articulares (p. ej., meseta tibial) debe susti­ tuir la pérdida de sustancia relativa que padece el hueso esponjoso aplastado. La expe­ riencia clínica ha dem ostrado que cualquier fractura diafísaria del fémur (incluso las transversales) tratada con placa, aunque la osteosíntesis sea técnicamente perfecta, de­ berá apoyarse con injerto autólogo. En caso contrario se acepta un gran riesgo de fractu­ ra de la placa por fatiga entre el cuarto y el quinto mes de la osteosíntesis.

C a p i t u l o 20. Conceptos básicos sobre osteosíntesis

317

Figura 20-14. Fractura supracondílea polifragmentaria de un anciano muy osteoporótico. Combinación de osteosíntesis con cemento para asegurar la estabilidad.

La técnica de descorticación constituye otra posibilidad para estimular la neoformación ósea. Su mayor beneficio se obtiene cuando se asocia al aporte de injerto autólogo.

Cemento Las pérdidas de sustancia ósea en huesos muy osteoporóticos, fracturas del anciano, de­ ben ser sustituidas com o las del joven o adulto. Sin embargo, en muchas ocasiones, ade­ más de la pérdida real o relativa que representa el aplastamiento trabecular, existe una verdadera dificultad e incluso imposibilidad de que los tornillos hagan presa en las co r­ ticales o esponjosa poróticas. En estas circunstancias hay que recordar, una vez más, que es imprescindible conse­ guir una estabilidad duradera. El recurso estriba en la utilización de cemento acrílico, con preferencia mezclado con antibiótico. Debe tenerse en cuenta que si el cemento se sitúa entre líneas de fractura, impide la consolidación. Por tanto, debe observarse una técnica estricta, sobre la base de una indicación ponderada, com o rescate (fig. 20-14).

Sustitutos del injerto No existe ningún producto que sustituya con ventaja el poder biológico neoformador del injerto autólogo. El hueso liofílizado es útil para sustituir masas perdidas de hueso es­ ponjoso, sobre todo si se mezcla con injerto autólogo. En la actualidad se están ensayan­ do com o sustitutos las proteínas morfogenéticas y cementos con hidroxiapatita, cuyos re­ sultados habrá que evaluar en el tiempo.

318__________________________________________________________R. O rozco P eíd o s y J. M. Sales Pérez

Rehabilitación El objetivo principal de la osteosíntesis es conseguir la recuperación funcional precoz, mientras se está formando el callo curativo. La estabilidad que ofrece la osteosíntesis es la causa de la ausencia de dolor que permite la movilización inmediata y “espontánea” del miembro. Hacemos especial énfasis en que la movilización debe ser activa por parte del paciente. La fisioterapia, com o asistencia externa, no es una consecuencia inevitable sino todo lo contrario. Cuando sea precisa, debe ser cuidadosa, sin forzar la osteosíntesis, y en cualquier caso sólo favorecedora de movimientos activos. El consejo del cirujano que ha realizado la intervención es imprescindible, com o lo es la cualificación técnica del fisioterapeuta, el cual, en situación ideal, debería asistir al acto quirúrgico.

Deporte Una vez consolidada la fractura, el paciente puede realizar deporte aun sin extirpar los implantes. En personas jóvenes es aconsejable la extirpación del material de síntesis en la extrem idad inferior, después de 18 meses de la intervención. Una vez extirpado, no debe efectuarse ningún deporte, en especial el esquí, durante 2 a 3 meses.

Resumen La técnica quirúrgica requiere un respeto estricto de los tejidos y montajes estables du­ raderos que permitan la función activa precoz. Las fracturas articulares requieren reducción anatóm ica y movilización precoz, por lo que todas pueden beneficiarse de la osteosíntesis. Casi todas las fracturas diafísarias pueden beneficiarse de la osteosíntesis si se pretende reducirlas anatómicamente y favo­ recer la función precoz. Para que sea adecuada la indicación de osteosíntesis, se requiere: preparación cientí­ fica y técnica del cirujano, planificación preoperatoria minuciosa, disponer de “todo” el instrumental e implantes y medios de asepsia hospitalaria rigurosos. Los grandes fraca­ sos y los errores que se cometen en el tratamiento quirúrgico de fracturas y seudoartrosis son debidos a la infravaloración de cualquiera de estos tres puntos.

BIBLIOGRAFÍA Heim U, Pfeifíer KM. Internal fixation o f small fractures, 3 ? ed. Berlín: Springer, 1988. Mast J, Jakob R, Ganz R. Planning and reduction technique in fracture surgery. Berlín: Springer, 1989. MüUer ME, Allgówer M , Schneider R, Willenegger H. Manual of internal fixation. 3.®ed. New York; Springer, 1991. Müller ME, Nazarian S, Koch P, Schatzker J. The comprehensive classification o f fractures o f long bones. Berlín: Springer, 1990. Orozco R, Sales JM , Videla M. Atlas o f Internal Fixation. Berlín: Springer, 2000. Orozco R, Sales JM , Videla M. Atlas de osteosíntesis. Fracturas de los huesos largos. Barcelona: Masson, 1998. Orozco R. Errores en la Osteosíntesis. Barcelona: Masson, 1993. Orozco R. Técnicas modernas de asepsia en cirugía. Barcelona: Científico-Médica, 1981. Orozco R. Osteosíntesis diafisaria. Técnica AO. Barcelona: Científico-Médica, 1973.

Capítulo 21

Biomecánica de la fijación externa en la patología del aparato locomotor: conceptos básicos J. M. Sa l ó O r f il a

Introducción El tratamiento de las lesiones del aparato locomotor, requiere hoy en día gran cantidad y calidad de recursos técnicos. Los recientes avances en esta especialidad han proporcio­ nado al cirujano ortopédico numerosas opciones terapéuticas que le permiten éxitos cada vez más notables. Este incuestionable progreso ha exigido y exige al profesional un gran bagaje de cono­ cimientos que están incluidos en otros campos de las ciencias. La fijación externa (FE) es en la actualidad un método útil y aceptado para el trata­ miento de las fracturas, en especial aquellas en las que existe lesión de partes blandas, en los politraumatizados, en infecciones o pérdidas de sustancia. Resulta también impres­ cindible para llevar a cabo diversos procedimientos ortopédicos entre los que destacan los alargamientos segmentarios. Para poder optimizar el rendimiento de este método terapéutico, es necesario conocer unos conceptos básicos sobre el com portam iento m ecánico de los dispositivos que el mercado pone a disposición del profesional, lo cual tiene una trascendencia práctica de primera magnitud y que, por tanto, todo cirujano ortopédico debe saber. El fijador externo es un instrumento relativamente nuevo. Los primeros diseños co ­ nocidos datan de finales del siglo pasado y principios de éste. Malgaigne (1853) y Lambotte (1907) dejaron constancia de sus primeros fijadores. Sin embargo, el primer estu­ dio y diseño con base científica se debe al suizo Raoul Hoffmann quien estandariza el método denominándolo osteotaxis, fabricando un conjunto de piezas adaptables para poder con struir todo tipo de m ontajes. Posteriorm ente, Anderson (1 9 3 4 ), Charnley (1 9 4 8), Judet (1956), Vidal (1968), Lazo (1986), Ilizarov (1987), Monticelli (1989) y m u­ chos otros han acumulado gran experiencia en los diversos usos de la fijación externa, lo que nos permite hoy en día tener una base sólida de conocim ientos para poder utilizarla con las mayores garantías de éxito. Sin embargo, no debemos olvidar que el hueso se com porta com o un material anisotrópico (que tiene diferentes propiedades físicas en diversas direcciones) y a la vez es viscoelástico (sus propiedades cambian según la carga a que es sometido). Por ello, con el objetivo de encontrar el material y el diseño óptim os, la FE ha sido objeto en los últimos años de profundos estudios biomecánicos, en los que, com o se ex­ pone a lo largo de este capítulo, se ha analizado cuidadosamente el com portam iento de los diferentes fijadores, su rigidez y estabilidad en función de su diseño, los materiales, la disposición de los diferentes montajes, el núm ero de clavos, sus características físicas y

320______________________________________________________________________________ J. M. Saló Orfila

la técnica de implantación [Chao (1981), Behrens (1988), Kummer (1991), Caja (1994), Gil Mur (1995) etc.].

Exigencias mecánicas de la fijación externa Entendem os p or FE aquellos procedim ientos de osteosíntesis que tienen el soporte principal fuera de la piel y que se conectan con el hueso por medio de soportes -agujas, clavos, e tc .- que atraviesan los tegumentos. Para todo tipo de fijador, existen dos características que se consideran ftindamentales y que están relacionadas entre sí: la estabilidad y la rigidez. La estabilidad es la capacidad que tiene el fijador para mantener sus propiedades m e­ cánicas a lo largo de todo el tratamiento. La rigidez es la respuesta del fijador ante las so­ licitaciones y fuerzas a las que se ve sometido. Por tanto, el objetivo de todo fijador será conseguir un cuadro estable y rígido para aquellas fuerzas que puedan actuar de forma nociva sobre el foco óseo. A pesar de las dificultades que representa la sistematización de un método que es uti­ lizado sobre un material biológico y por tanto sujeto a múltiples variables muchas de ellas de muy difícil cuantificación, el análisis biomecánico de la fijación externa debe realizar­ se a partir de estudios que combinen los análisis estrictamente metalúrgicos con la co ­ rrespondiente valoración por parte del clínico. Desde el punto de vista didáctico, dividiremos el estudio biom ecánico de la fijación externa en tres apartados diferentes. Las características y diseño de las diversas partes que com ponen un dispositivo de FE, el modo com o es insertado en el hueso y las posibles combinaciones y montajes que pueden efectuarse con ellos.

Características y diseño de los componentes del fijador Todo fijador está compuesto por tres partes: 1. Los clavos, agujas, fichas o “pins”: piezas que van ancladas al hueso y al fijador. 2. Las conexiones: sistema de sujeción entre los clavos y el cuerpo del fijador. 3. El cuerpo del fijador o soporte: presentan unas forma lineal o circular, rígida o articulada.

Clavos, fichas, agujas o "pins" Por medio de la inserción de los clavos en el hueso, se pretende conseguir la m áxima es­ tabilidad, al mismo tiempo que se ocasiona la mínima lesión de los tejidos y se obtiene la unión del clavo con el esqueleto. La integridad de la interfase hueso-clavo es el punto crítico del sistema. Los clavos tienden a aflojarse lo cual provoca el fallo de la fijación, en especial en aquellos coloca­ dos en zonas metafisarias. Por ello, deben seleccionarse los clavos que reúnan las condi­ ciones más apropiadas para su inserción en el hueso. Debemos distinguir entre los clavos cuyas características mecánicas dependen exclu­ sivamente de su rigidez y metalurgia, de los sistemas que utilizan agujas a tensión puesto que su comportamiento es muy distinto y depende de otros factores. El análisis del alam­ bre tensado se expone en otro apartado.

C a p i t u l o 21. Biomecánica de la fijación externa en la patología del aparato locom otor

321

Figura 21-1. La deformación del clavo sometido a carga se calcula según esta fórmula en la que I es el momento de inercia y E es el módulo de Young.

Una vez insertado en el hueso, el clavo se encuentra sometido a múltiples solicitacio­ nes en flexión, tracción y torsión. La deformación que pueden provocar en el implante, se calcula según la fórmula de la figura 2 1 - 1 :

f = ‘A

PxL^ ExI

en la que en el numerador, figuran el peso y la distancia del clavo a la fijación y en el de­ nominador, el módulo de Young E y el m om ento de inercia I que está en relación con el diámetro del clavo. I = 0,05

X

D**

De esta fórmula, podemos deducir que si disminuye el numerador, es decir, el peso o la distancia o aum enta el denom inador, es decir, la rigidez del clavo o su diám etro, se obtiene una mayor solidez. Por último, cabe señalar que las aleaciones utilizadas en la fabricación de los clavos, influyen directamente en sus cualidades mecánicas. El acero forjado al frío parece ser el material óptim o al ser su resistencia de 90 kg/mm^, y es el que posee el m ejor módulo de elasticidad. Se exponen a continuación los diferentes tipos de clavos que podemos construir.

Clavos lisos Es posible la FE del hueso mediante el uso de clavos lisos del mismo tipo que los utiliza­ dos para la colocación de tracciones esqueléticas. Fueron muy empleados en aparatos an­ tiguos diseñados para intervenciones ortopédicas (Anderson, Charnley). Este tipo de clavos pueden ser colocados manualmente por im pactación, sin necesi­ dad de m otor. Sin embargo, tienen varios inconvenientes ya que es necesario que atra­ viesen las dos partes de la extremidad y su resistencia m ecánica al deslizamiento lateral es muy débil.

322

J. M. Saló Orfila

Figura 21-2. El diseño de las

diferentes características de la rosca tiene gran influencia en su comportamiento mecánico.

Clavos lisos con rosca en su parte central Para obviar uno de los principales defectos de los clavos lisos, es decir, su desplazamiento lateral, se diseñó un clavo autoperforante con una parte roscada, continua o discontinua, en su parte central (Hoffmann) que queda anclada a las corticales. Este tipo de clavo, to­ davía se utiliza en la actualidad siempre y cuando se desee m ontar una FE transfixiante, es decir, que atraviese por completo toda la extremidad con el fin de realizar un montaje en doble cuadro (Vidal), com o se expone más adelante.

Clavos roscados, unilaterales Se han realizado varios estudios con el fin de establecer el diámetro y el diseño ideal de es­ tos clavos, combinando su rigidez con la m enor debilitación del hueso. Hay que distinguir (fig. 2 1 -2 ), el diámetro mayor, el diámetro m enor o del ánima, el paso de rosca o distancia entre cada espira y el perfil de la rosca. El diám etro mayor que ha resultado más idóneo es de 5 m m (Seligson, 1984). En la práctica, los clavos más usados tienen diámetros entre 5 y 6 m m. Los clavos de Hoffinann, AO y otros, son de 5 m m . Orthofix, dispone de clavos de 5 y de 6 m m y el de Wagner es de 6 mm. El diseño del paso de rosca determ inará la resistencia del clavo a la tracción o pulí out. Puede comprenderse con facilidad que con un diámetro del ánima menor, en rela­ ción con el diám etro mayor, se obtendrá una mayor superficie de la espira y por tanto un mejor agarre. Prácticamente en todos los clavos, este diámetro menor mide 4 mm . La distancia entre las espiras varía entre 1,5 m m (Hoffmann) y 2,7 (Schantz). El tér­ mino medio de 1,8 (Orthofix) resulta el más adecuado. Por lo general, se dispone de dos tamaños de clavo con diferente paso de rosca para ser utilizados en el hueso cortical o en el hueso esponjoso.

C a p i t u l o 2 1 . Biom ecánica de la fijación externa en la patología del aparato locom otor

Tensión (kg)

323

Figura 21-3. La tensión del alambre incrementa su rigidez.

Por último, debe prestarse atención a la forma de la espira, que puede ser en “V”, es de­ cir, simétrica (Orthofix, Hofímann, Howmedica), o en forma de contrafuerte con un lado plano (AO, Wagner). Este último modelo es menos resistente. Merece destacarse el hecho de que la parte roscada de algunos clavos (Orthofix) tiene una forma cónica. Si bien ello presenta algunas ventajas entre las que destaca la posibili­ dad de obtener siempre un mejor agarre cuanto más se introduzca en el hueso, hay que recordar que no permite ningún retroceso ya que perdería toda su solidez.

Agujas Mención especial merece la fijación del esqueleto mediante agujas transfixiantes coloca­ das a tensión mediante tensores apropiados. Las agujas o alambres tienen un diámetro de 1,5 o 1,8 m m , y se som eten a una tensión de alrededor 90 a 130 kg lo que les confiere una resistencia y elasticidad similares a las del hueso (fig. 2 1-3). A pesar de las ventajas de estos sistemas, las agujas tienden a deslizarse por lo que es imprescindible situar por lo mínimo dos agujas cruzadas con un ángulo nunca inferior a 45°, lo que en muchas ocasiones obliga a la transfixión de grupos musculares o al paso de las agujas por zonas inseguras.

Conexiones Los clavos o agujas, una vez insertados en el hueso, deben lógicamente conectarse con el cuerpo del fijador de form a sólida. Cada tipo de fijador dispone de un sistema de cone­ xión propio (fig. 21-4):

Conexión simple Se trata de una mordaza que solidariza cada clavo directamente con el soporte del fijador (Asif, Zim m er), por lo común mediante un tornillo de bloqueo. Ofrece una buena soli­ dez y una serie de ventajas e inconvenientes.

324

J. M. Saló Orfila

Conexión simple

----------7-----------

3

>

----------ó ® "i-----------

Conexión mediante mordaza

.a D

Figura 21-4. Esquema de los tipos de conexiones.

Entre las ventajas, destaca el hecho de que cada clavo puede ser posicionado de la for­ m a más adecuada lo que permite una infinidad de posibles combinaciones; la distancia entre ellos puede ser elegida libremente y es posible añadir nuevos clavos. Entre los inconvenientes, hay que señalar el hecho de que no permiten la movilización de los fragmentos óseos después de su colocación ni correcciones rotacionales.

Mordaza El sistema de sujeción de los clavos mediante mordazas se ha impuesto, tanto en los fija­ dores monolaterales (Wagner, Hoffmann, Orthofix, LC, etc.) com o en los transfixiantes.

C a p it u l o 21. Biom ecánica de la fijación externa en la patología del aparato locom otor_______ 3 ^

En este sistema, los clavos que se insertan en cada uno de los fragmentos principales que deseamos controlar, se agrupan en número de dos, tres o cuatro y son fijados por una pieza única que los contiene. Ello perm ite una fijación sólida, que perm ite la m anipulación de los fragm entos, controlar tensiones en alargamientos, etc. Al mismo tiempo, en casi todos los fijadores es­ tas mordazas tienen una libertad de movimiento con respecto al cuerpo de aquél. En al­ gunos (W agner), sólo en unos ejes y con restricciones; en otros más modernos, la liber­ tad es casi total (Orthofix, LC, Kirschner, etc.) en los tres planos del espacio. Si se practica una fijación transfixiante bilateral, la ventaja del sistema es evidente, y permite combinaciones en doble o triple cuadro (Hoffmann-Vidal). Los inconvenientes del sistema de mordaza son básicamente tres. El primero y más importante es que debe disponerse de un fragmento óseo lo suficientemente grande para dar cabida a 2 o 3 clavos. El segundo estriba en el hecho de que si debe retirarse un clavo, por ejemplo por intolerancia o infección, debe soltarse toda la sujeción. La tercera des­ ventaja consiste en la limitación relativa para la colocación de los clavos en diferentes po­ siciones.

Cuerpo del fijador Hoy en día disponemos de multitud de aparatos, algunos de ellos muy sofisticados y que pueden tener aplicaciones específicas. Por ello, es un error generalizar ya que podemos decir que determinado fijador es el más indicado para un procedimiento concreto y, sin embargo, puede comportarse de modo insuficiente para otra alteración. Asimismo, hay que señalar la evolución sufrida en el concepto biomecánico de la FE. Al principio, se buscaba la m áxim a estabilidad y rigidez, representada básicamente por los fijadores transfixiantes en doble o triple cuadro (Hoffmann-Vidal). En la actualidad, se trabaja más en la idea de la elasticidad controlada (Ilizarov, 1954), en la dinamización y en la magnífica teoría de la “biocompresión” propugnada entre no­ sotros por el profesor Lazo-Zibikowski (1986).

Fijadores rígidos Pueden ser monolaterales, com o por ejemplo el de Wagner, diseñado básicamente com o d istractor pero que puede utilizarse para otras aplicaciones, bilaterales com o los de Charnley o Vidal cuya principal característica es la gran rigidez, por lo que es útil cuan­ do lo que se pretende en una estricta inm ovilización y multiplanares, com o el de AO que permite la colocación de montajes en diferentes planos del espacio.

Fijadores dinámicos Aunque, siendo estrictos, casi todos los fijadores tienen la posibilidad de ser “dinamizados”, algunos, ya disponen de los mecanismos apropiados para ello. Otros, por sus pro­ pias características, com o los fijadores circulares, obtienen la elasticidad del propio m on­ taje al estar sujeto a agujas que permiten movimientos de amortiguación telescópica. Entre los fijadores monolaterales que reúnen estas características destacan los cono­ cidos diseños de Orthofix, en los que la dinamización se consigue de m odo pasivo m e­ diante la liberación del sistema, y el de Lazo-Cañadell de Howmedica en el que existen unos resortes que permiten controlar las fuerzas.

326______________________________________________________________________________ J. M. Saló Orfila

Los fijadores circulares, conocidos desde antiguo, tuvieron un espectacular auge al ser divulgadas en occidente las ideas de Ilizarov (1 9 5 4 ), el cual, basándose en toda una filosofía y forma novedosa de entender la enfermedad ósea, dio a conocer su aparato de fijación circular sujeto al hueso por medio de finas agujas pretensadas. Dentro de este fi­ jador, el hueso puede, por la propia elasticidad de las agujas, dispuestas com o los radios de una rueda de bicicleta, sufrir movimientos de compresión en sentido axial. Con posterioridad, se han mejorado un poco los rudimentarios mecanismos del sis­ tema ruso, apareciendo los de Monticelli-Spinelli, el Sequoia y otros. Existen también fijadores semicirculares ideados para mejorar la tolerancia clínica.

Fijadores específicos No puede concluirse este apartado, sin señalar la constante aparición de diseños de fija­ dores destinados a regiones anatómicas concretas o a funciones específicas, lo que con­ firma la utihdad de la FE. Hay que destacar la frecuente utilización de fijadores construidos para el tratamiento de fracturas de la muñeca, de pequeños huesos, de la mandíbula y de la pelvis, así com o de aparatos de relativamente bajo coste que pueden utilizarse en los servicios de urgencias. Se ha realizado alguna FE incluso en la columna vertebral.

Modo de inserción en el hueso Es importante conocer la técnica más apropiada para anclar los clavos en el hueso. La calidad de la inserción del clavo en el hueso es el punto crítico del sistema. Es en este lugar donde se concentran las mayores solicitaciones mecánicas, siendo al mismo tiempo el más débil. El aflojamiento de un clavo conduce inevitablemente al fracaso del sistema y, a la vez, puede ser el punto de origen de lesiones de las partes blandas y de infecciones. Dejando a un lado los clavos lisos que ya no se emplean en la FE moderna, entre los clavos roscados se distinguen dos tipos: los clavos autoperfbrantes y los clavos con taladro previo.

Clavos autoperforantes Son aquellos cuya punta perfora el hueso, lo cual permite el posterior anclaje en la rosca. Este sistema, usado sobre todo en el fijador de Hoffmann, tiene dos inconvenientes importantes. El primero de ellos es que cuando la rosca está fija en la prim era cortical, al intentar la perforación de la segunda o se produce un “pasado de rosca” o se provoca una fractu­ ra de la cortical (fig. 21-5). El segundo efecto no deseado es el gran calentam iento de los bordes de la perfora­ ción que puede llegar a 55° (M atthew s), con la consiguiente necrosis de los bordes y posterior aflojamiento.

Clavos con taladro previo La gran mayoría de los fijadores actuales colocan sus clavos m ediante la perforación previa de un agujero con una broca de tamaño proporcional al diámetro de aquéllos.

C a p it u l o 21. Biom ecánica de la fijación externa en la patología del aparato locom otor

327

Figura 21-5. Los clavos autoperforantes pueden pasarse de rosca o romper la cortical interna.

Esta perforación con broca, debe realizarse con una velocidad de rotación lenta, con el fin de minimizar el calentamiento del hueso. Tiene el inconveniente de que al retirar la broca para insertar el clavo puede ser difícil encontrar el mismo agujero. Para solucionar este problema, la mayoría de fijadores disponen de mecanismos y maquetas que perm i­ ten mantener la alineación durante el cambio. Por último debe hacerse mención al especial cuidado que hay que tener en la prepara­ ción de la piel que en ningún caso debe quedar a tensión. Asimismo, hay que señalar que todo cirujano que se disponga a la colocación de un fi­ jador, debe conocer con detalle la anatomía de la zona y los caminos o “corredores de se­ guridad” por donde debe colocar los clavos.

Estudio de las posibilidades de montajes El com portam iento mecánico, su resistencia y estabilidad está directamente relacionado a la disposición espacial de sus componentes. La eficacia que podamos conseguir con un fijador, dependerá no sólo de todos los fac­ tores que hemos analizado sino también de la forma en que lo coloquemos. Las diferencias en el com portamiento mecánico según la disposición de sus elementos son extraordinariamente notables. Cada fijador puede ser implantado en diferentes con­ figuraciones cuyo comportamiento debemos conocer. Es evidente que la rigidez del foco de inestabilidad ósea que deseamos contener con la fijación externa, puede aumentarse colocando el mayor número de clavos, del m áximo diám etro, del m aterial más rígido posible y con la barra del fijador lo más próxim a al hueso. Sin embargo, se trata de buscar el térm ino medio en el que, con la m enor lesión posible a los tejidos, consigamos la máxim a eficacia. Se comentan a continuación los factores indicados.

328

J. M. Saló Orfila

Rigidez

Figura 21-6. La proximidad de los clavos al foco incrementa la estabilidad.

Número de clavos Los estudios experimentales (Chao, 1982), demuestran que la máxima rigidez para las so­ licitaciones en flexión, compresión axial y rotaciones, se obtiene con la colocación de tres clavos en cada lado del foco. Con dos clavos en cada lado, existe relativamente poca dife­ rencia para la resistencia a la compresión axial y a las rotaciones, pero disminuye de for­ m a notable el control de la flexión. Por ello, en los huesos que tienen curvaturas com o el fémur y en los alargamientos, es más recomendable la colocación de tres clavos por cada extremo. De manera experimental, el aumento del número de clavos a ocho o más, situados en un mismo plano, produce un incremento relativamente poco significativo que no com ­ pensa sus inconvenientes.

Situación de los clavos con referencia al foco La situación ideal es aquella en la que al menos uno de los clavos está situado muy p ró­ xim o al foco que deseamos inmovilizar. Por ello, siempre que sea posible deberemos bus­ car esta colocación (flg. 2 1 - 6 ).

C a p ít u l o 21. Biom ecánica de la fijación externa en la patología del aparato locom otor

329

Rigidez

5 cm

2,5 cm

Figura 21-7. La distancia entre el cuerpo del fijador y el plano óseo modifica notablemente la rigidez.

Distancia entre los clavos En muchos casos este factor no puede modificarse por el cirujano ya que en los fijadores de uso más com ún, con mordaza, ésta ya determina la separación entre ellos. Hay que destacar que cuando se emplean mordazas que permiten la implantación de tres clavos, si sólo se desea poner dos, éstos deberán estar situados en los extremos.

Distancia entre el cuerpo del fijador y el eje longitudinal del hueso La estabilidad de los montajes está muy influida por la distancia entre el cuerpo del fija­ dor y el hueso. Cuanto más alejado esté, se increm enta el brazo de palanca del clavo y por tanto sus posibles solicitaciones en flexión. En este caso, es también factor determi­ nante el módulo de elasticidad del propio material del clavo. Se ha dem ostrado experim entalm ente (fig. 2 1 -7 ) que reduciendo la distancia fijador-hueso a la mitad, la resistencia aumenta 3,3 veces. Es obvio que este factor es difícilmente modificable puesto que depende en gran m e­ dida del grosor de las partes blandas y de una distancia de seguridad que se debe dejar para permitir cambios de grosor, edemas, etc.

Configuración del montaje Los dispositivos de FE de uso más común pueden clasificarse de acuerdo con cinco con­ figuraciones geométricas, a partir del montaje específico del cuadro (fig. 2 1 - 8 ): unilate­ ral, bilateral en uno o dos planos, triangular y circular.

J. M. Saló Orfila

330

Unilateral

*

T37 Bilateral

Figura 21-8. Diferentes posibilidades de montajes.

Unilateral con doble barra

O Bilateral con doble barra

Circular

Los montajes unilaterales, tienen la gran ventaja de que pueden situarse siguiendo los “caminos de seguridad” de las partes blandas. Por regla general, su estabilidad mecánica es suficiente para contener la mayoría de las situaciones. Evidentemente, el punto débü del fi­ jador unilateral se encuentra en la contención de la flexión en el mismo plano de los clavos. Las solicitaciones en flexión en el plano perpendicular, la torsión y las cargas en com ­ presión, son bien estabilizadas por este montaje. La construcción que Vidal popularizó con el uso del fijador de Hoffmann -e n doble cu a d ro - bilateral m ontado en un solo plano con clavos transfixiantes, con uno o dos m arcos a cada lado de la extrem idad, ha sido objeto de estudios particulares (Briggs, 1982; Behrens, 1988). De estos trabajos, puede deducirse que su estabilidad no supera de m anera significati­ va la de los montajes unilaterales, y que presenta el grave inconveniente de que sólo pue­ de emplearse en la tibia y situado en el plano fi'ontal, transfixiando necesariamente im ­ portantes grupos musculares. Hoy en día, puede decirse que este tipo de estructura ha dejado de usarse. En los casos en que sea necesario controlar la debilidad que presentan los fijadores uni­ laterales en el plano frontal, puede recurrirse a colocar otro fijador unilateral de m odo per­ pendicular, es decir, un montaje bilateral en dos planos. Esta situación se produce cuando el brazo de palanca de los firagmentos óseos es muy grande y existe muy poca estabilidad intrínseca entre esos fragmentos. Un ejemplo característico lo constituye la artrodesis de rodilla, bastante frecuente hoy en día en los casos de extracciones de artroplastias totales. Un caso particular lo constituye la fijación externa de las fracturas de la pelvis que re­ quieren m ontajes que pueden ser descritos com o triangulares ya que se conectan dos

C a p ít u l o 21. Biom ecánica de la fijación externa en la patología del aparato locom otor_______ 331

sistemas de clavos y fijadores situados en planos oblicuos. Ello les confiere una notable es­ tabilidad a la vez que posibilita las maniobras de reducción. Comentario aparte merecen los fijadores circulares. El comportamiento mecánico del fijador externo de Ilizarov ha sido estudiado con de­ talle (Kummer, Merloz), así com o el de Monticelli-Spinelli (Caja, 1994). Este tipo de fijadores ofrecen ciertas ventajas en com paración con los demás siste­ mas. En general, los fijadores circulares tienen unas propiedades mecánicas isotrópicas parecidas a las del hueso. Es un hecho comprobado que un fijador de Ilizarov, correctam ente instalado, es decir, con las agujas de 1,8, tensadas a 130 kg y con un ángulo entre ellas de 90°, es menos rígi­ do que uno monolateral en todos los planos, pero en especial para la carga axial. Esta ca­ racterística ha sido valorada com o muy positiva puesto que puede favorecer la regenera­ ción del hueso. Quizá sea ésta, junto con su versatilidad, su mayor virtud. Evidentemente, las propiedades mecánicas de estos sistemas están condicionadas por el número de aros y de agujas. Los trabajos de Caja, demuestran que la configuración es­ tándar debe estar compuesta por cuatro aros y ocho agujas.

Resumen En el transcurso del tiempo, la fijación externa ha interesado a muchos cirujanos o rto ­ pédicos por su aparente simplicidad y posibilidades de solucionar difíciles problemas. Por desgracia, aún podemos encontrar algunos casos en los que atractivos y bruñidos fijado­ res han ocasionado grandes problemas y complicaciones. En la actualidad, el avance en los conocim ientos clínicos y biomecánicos, la mejora en la metalurgia de los dispositivos, las nuevas instrumentaciones y técnicas de inserción, han reducido las tasas de complicaciones y fracasos. El fijador ideal todavía no ha sido diseñado, sin embargo, la tendencia actual se fun­ damenta en los dispositivos monolaterales, de mordaza con movilidad multiplanar, con posibilidades de elongación y acortamiento, en los que existe un mecanismo de dinamización controlada y que se anclan en el hueso mediante clavos roscados, rígidos, de ace­ ro forjado y de un diámetro de 5 a 6 m m , insertados en el tejido óseo previa perforación con broca de las dos corticales. Los fijadores circulares deberán ser utilizados para casos seleccionados, en determina­ das partes de las extremidades y para indicaciones específicas. En todos los casos, por qué no decirlo, los sistemas de fijación externa producirán m e­ jores resultados si son implantados por un profesional conocedor de las técnicas y de la anatom ía y que posee unos sencillos pero sólidos conocim ientos del com portam iento mecánico de éstos.

BIBLIOGRAFÍA Behrens F. A primer o f fixation devices and configurations. Clin Orthop 1988; 241: 5-14. Behrens F, Johnson W. Unilateteral external fixation. Clin Orthop 1988; 2 41:48-56. Briggs B, Chao E. The m echanical performance o f the standard Hoffmann-Vidal external fixation apparatus. C Bone Joint Surg 1982; 64: 566-573. Caja V. La fijación externa en el tratamiento de las fracturas. Tesis doctoral. Universidad Autónoma de Barce­ lona, 1990. Caja V. Características m ecánicas comparadas de los fijadores externos circulares. Rev De Fijación Externa SEFEx 1994; 12-14.

332______________________________________________________________________________ J. M. Saló Orfila

Chao E. The mechanical casis o f external fixation devices. Finite elements in biomechanics. New York: Gallagher, 1982. Chao E. The mechanical basis o f external fixation. Conceps in external fixation. New York: D. Seglison, 1982. Frankel V, Nordin M. Basic biomechanics o f the esqueletal sistem. Philadelphia: Lea and Febiger, 1980. Ginabreda I, M arlet V, Góm ez A. La fijación externa en la práctica actual. Rev De Fijación Externa SEFEx 1994; 4-11. Hasley D, Fleming B. External fixator pin design. Clin Orthop 1989; 278: 305-312. Ilizarov GA. A new principie o f osteosyntesis using crossed wires. Works o f Kurgan Reg Sci Med Soc 1954; 1: 146-160. Kummer F. Biomechanics os the Ilizarov external fixator. Clin Orthop 1991; 280: 11-14. Lazo-Zibikowski J. Biocompression external fixatio sliding external osteosynthesis. Clin Orthop 1986; 206:169. Mow V, Hayes W. Basic orthopaedic biomechanics. Lippincott Raven, 1997. Pettine K, Chao E. Analysis o f the external fixator pin-bone interface. Clin Orthop 1993; 293: 18-27. Prat J, Juan J, Vera P. Hoyos J. Load transmission through the callus site with external fixation systems: theoretical and experimental analysis. J Biomech 1994; 27:469-478. Radins EL, Simón S, Rose R, Paul I. Biomecánica práctica en ortopedia. México: Limusa, 1981. Seligson D, Donald G. Consideration o f pin diameter and insertion technique for external fixation in diaphyseal bone. Acta Orthop Belg 1984; 50(4): 441-449.

Capítulo 22

Biomecánica de los reemplazos protésicos J. B a l les t ee So le d a , P. Á lvarez DIa z y M. T by P ons

introducción La pérdida de la función articular acom pañada de dolor, sea cual fuere su origen, en­ frenta al cirujano ortopédico a la necesidad de eliminar el dolor y, a ser posible, de resta­ blecer la función perdida. Si bien la supresión del dolor puede conseguirse a través de una artrodesis de la arti­ culación afectada, la grave impotencia funcional que de ello se deriva, ha favorecido una importante evolución de las técnicas de reemplazo articular para conseguir una mejor to­ lerancia, durabilidad y función de las prótesis. La sustitución de los elementos articulares deteriorados puede limitarse tan sólo a uno de los cuerpos articulares, en cuyo caso la prótesis se denomina prótesis parcial, o a am ­ bos cuerpos articulares, lo que se denomina prótesis total. En ambos casos y partiendo de la base de que la prótesis esté construida en un m ate­ rial biocompatible, el implante protésico debe reunir determinadas características bio­ mecánicas para garantizar su durabilidad. Desde los diseños protésicos pioneros, que podemos calificar com o intuitivos, y ante la presentación constante del fracaso clínico a corto o medio plazo, se han incorporado elementos tecnológicos de la ingeniería y de la m ecánica en el estudio, diseño y fabrica­ ción de los implantes articulares para m ejorar su supervivencia, configurando de este modo el mapa actual de la biomecánica protésica. La prótesis ideal sería aquella que: a) estuviera construida en materiales perfecta­ mente tolerados por el organismo; b) fuera capaz de cumplir las demandas de movilidad, comportamiento y resistencia de una articulación normal; c) permaneciera sólidamente anclada en el hueso receptor de m anera permanente, y d) sufriera un m ínim o desgaste con su utilización. Esta prótesis ideal no existe y la m ayoría de los produ ctos actuales establecen un compromiso entre los cuatro requisitos indicados. El fallo de uno o varios de dichos re­ quisitos aparece indefectiblemente con el transcurrir del tiempo, por lo que en la actua­ lidad el pronóstico de supervivencia de una prótesis es de alrededor de 1 2 años. En consecuencia, el concepto de prótesis ideal requiere el cumplimiento de unos cri­ terios biom ecánicos que incluyen: a) elección del biom aterial; b) definición de un di­ seño adaptado a la función m ecánica y a la fijación de la prótesis; c) selección del co ­ rrecto par de fricción de las superficies articulares, y d) la utilización de una técnica quirúrgica depurada que permita una alineación correcta de la prótesis de acuerdo con su función.

334_______________________________________________J. Ballester Soleda, P. Ávarez Díaz y M . Tey Pons

El empleo de estos elementos se ha producido por lo general en la fase de investigación previa para el desarrollo del implante. En otras ocasiones los elementos tecnológicos de comprobación o de verificación se han utilizado con posterioridad para mejorar la p ró­ tesis, cuando la experiencia clínica ha mostrado un fallo sistemático en la supervivencia del implante que ha hecho sospechar un defecto conceptual en su diseño. Por ello, si se analizan las causas del fi'acaso protésico obtendremos una visión más di­ recta de la biom ecánica protésica o, m ejor dicho, de los problemas biom ecánicos que deben resolverse u observarse en el diseño, fabricación y utilización de una prótesis.

Causas de fracaso protésico Las causas más frecuentes que conducen al fracaso de una prótesis son: a j la infección; b) el aflojamiento de los componentes protésicos; c) la rotura de los componentes proté­ sicos, y d) la reacción del organismo frente a las partículas de desgaste de los com ponen­ tes de la prótesis que ha sido definida com o la “enfermedad de la partícula”. La primera de las causas de fi-acaso protésico, la infección, se incluye en la problemáti­ ca de la infección quirúrgica en general y no es una cuestión atribuible al defecto m ecá­ nico de la prótesis. Las tres causas restantes, por el contrario, guardan una estrecha relación con las ca­ racterísticas mecánicas del implante y con la reacción biológica del huésped frente a él, y son por tanto un cam po de especial atención de la biomecánica protésica. El aflojamiento del componente protésico y su posible rotura depende directamente de diferentes factores biomecánicos; 1. La cinemática del implante que debe intentar ser lo más similar posible al rango y tipo de movimiento de la articulación original. 2. El material y diseño de los componentes que deben conseguir un reparto uniforme y adecuado de las cargas m ecánicas en la interfase prótesis-hueso o prótesis-cem ento-hueso, así com o un módulo de elasticidad lo más próxim o posible al del segmento esquelético correspondiente. 3. La estructura o perfil de la prótesis que debe ser capaz de soportar sin fenómenos de fatiga las cargas mecánicas generadas por la función. 4. La fijación prim aria y/o secundaria de la prótesis que debe garantizar una perfecta estabilidad de los elementos implantados frente al hueso receptor. La última causa de fracaso de una prótesis, la enfermedad de la partícula, dependerá de: L 2. 3. 4.

Los materiales protésicos utilizados. La tribología del par de fricción. El diseño de las superficies de deslizamiento. La estabilidad y función de la prótesis.

Para intentar eliminar o porm enorizar estos resultados adversos, en el m om ento de selección de una prótesis deben valorarse una serie de parám etros biom ecánicos: biomateriales, par de fricción, diseño y fijación de los elementos protésicos. Algunos de estos parámetros pueden considerarse com o estándares, sea cual fuere el tipo y modelo de prótesis. Otros, por el contrario, deberán ser cuidadosamente elegidos en cada caso individual.

C a p í t u l o 2 2 . Biom ecánica de los reemplazos protésicos

335

Tabla 22-1. Módulo de elasticidad y resistencia de diferentes biomateriales M ateriales

M ódulo d e elasticidad

Resistencia

Polietileno Cemento (PMMA) Acero inoxoxidable 316L Cobalto-cromo Titanio Alúmina Hidroxiapatita

1.500 3.000 200.000 230.000 110.000 363.000 120.000

34 60 540-620 900 900 490 150

Hueso

17.200

121

Figura 22-1. Incorporación ósea en cobertura protésica de hidroxiapatita.

Biomateriales El material empleado en la fabricación de una prótesis debe ser compatible con el orga­ nismo en el aspecto mecánico, en términos de resistencia mecánica y propiedades de re­ sistencia a la fatiga, en el aspecto químico, en términos de estabilidad química y ausencia de corrosión, y biológicamente por su comportamiento inerte o para facilitar la incorpo­ ración o crecimiento de elementos celulares y al mismo tiem po por no presentar reac­ ciones alérgicas, tóxicas o carcinogénicas. En la tabla 22-1 pueden apreciarse algunos de los elementos empleados en la fabricación de material protésico y sus características mecánicas en relación con el hueso receptor. En líneas generales y desde un punto de vista conceptual podemos concluir este aparta­ do recomendando como biomateriales metálicos el acero inoxidable y las aleaciones de cromo-cobalto para la construcción de las prótesis cementadas, y las aleaciones cromo-cobal­ to y el titanio para las no cementadas, por sus ventajas de biointegración. La utilización de biomateriales compuestos denominados “composites” para la fabrica­ ción de prótesis es un campo conceptualmente atractivo, pero que aún precisa de resulta­ dos de seguimiento a largo plazo, con valoración de la tasa de supervivencia clínica, antes de incluirlos de manera sistemática entre los posibles biomateriales que pueden utilizarse. La utilización de recubrimientos bioactivos que favorecen la osteointegración y que se incluyen dentro del grupo genérico de cerámicas bioactivas, ha obtenido resultados favo­ rables en el cam po de las prótesis no cementadas, sea cual fuere el material empleado en su construcción (fig. 2 2 - 1 ).

J. Ballester Soleda, P. Ávarez Díaz y M. Tey Pons

336

A# jf 'V ' Figura 22-2. Incorporación ósea en animal de experimentación.

Cemento

Figura 22-3. Introducción del cemento bajo presión.

Anclaje protésico Uno de los aspectos más importantes en la biom ecánica protésica es la tecnología em ­ pleada para la fijación de la prótesis al hueso receptor. La utilización de cem entos acrílicos (m etilm etacrilatos) para conseguir una buena estabilidad representó uno de los grandes adelantos en la evolución de la cirugía protési­ ca. Sin embargo, la aparición de fenómenos de aflojamiento atribuidos a la fragilidad y envejecimiento del cemento, dirigió la investigación hacia la utilización de prótesis recu­ biertas de una estructura metálica reticular que perm itiera el crecim iento de hueso en su interior para conseguir una fijación biológica de la prótesis (fig. 2 2 - 2 ). En este mismo sentido se desarrollaron técnicas de recubrimiento protésico con mate­ riales bioactivos, como la hidroxiapatita, que con la atracción y fijación de los elementos ce­ lulares óseos en su superficie permitieran una más rápida osteointegración de la prótesis. Otras líneas de investigación fueron dirigidas a la mejora de la calidad de los cemen­ tos empleados, así com o a la técnica de su utilización. Conceptos com o el grosor mínimo de m anto de cem ento para m ejorar su resistencia, y la presión de introducción del ce-

C a p í t u l o 22. Biom ecánica de los reemplazos protésicos

337

Figura 22-4. Imágenes microscópicas de incorporación ósea.

mentó para favorecei su penetración en la estructura ósea receptora, han demostrado au­ m entar de manera considerable la supervivencia de la prótesis. En relación con la técnica de fijación de la prótesis al hueso disponemos en la actuali­ dad de dos tipos básicos de prótesis: 1. Prótesis cementadas. Utilizan cem ento acrílico para su fijación ósea. Su diseño debe permitir la existencia de un manto de cemento entre la prótesis y el hueso, cuyo gro­ sor en las zonas de m áxim o estrés mecánico es conveniente que sea com o mínimo de 2 mm. Se aconseja que el material empleado en su construcción sea rígido para evitar la fatiga del cemento. La superficie de la prótesis en contacto con el cemento suele ser lisa. La técnica de cementación con lavado a presión de la superficie ósea y la presurización del cemento de viscosidad adecuada son fiindamentales (fig. 22-3). 2. Prótesis no cementadas. La superficie de la prótesis está recubierta total o parcialmente por una estructura m icroporótica o reticulada que favorece el anclaje óseo mecánico (fig. 22-4), o por materiales bioactivos que favorecen el anclaje denominado químico. En ambos casos la prótesis debe tener un diseño adecuado para conseguir una estabilidad mecánica primaria, en espera de la fijación biológica secundaria. La colocación de estas prótesis requiere una técnica quirúrgica muy depurada y la utilización de guías y mate­ rial de preparación de superficies óseas muy precisos para conseguir un encaje perfecto de la prótesis (fig. 22-5). El titanio ha mostrado ser más efectivo, a nivel experimental, para favorecer el crecimiento óseo y para mantener a medio plazo el porcentaje de in­ vasión ósea protésica. Los recubrimientos de sales cálcicas muestran, también a nivel ex­ perimental, una mayor velocidad de osteointegración.

Diseño El diseño de la prótesis debe observar básicamente dos requisitos. Por una parte, cu m ­ plir los requerimientos mecánicos de resistencia a la carga y a la fatiga y por otra, procu­ rar una perfecta adaptabilidad, la garantía de la reproducción de la función sin interfe­ rencias y un correcto reparto y transmisión de fuerzas hacia el hueso que la soporta. La adaptación de la superficie de la prótesis al hueso receptor dependerá, com o se ha m encionado anteriorm ente, del tipo de anclaje protésico elegido, sea cem entada o no cementada.

338

J. Ballester Soleda, P. Ávarez Díaz y M. Tey Pons

Figura 22-5. Perfecta adaptación de una prótesis no cementada.

El conseguir la perfecta adaptabilidad, imprescindible en las prótesis no cementadas, nos enfrenta a una disyuntiva de elegir entre dos conceptos: la prótesis estándar en cuya elaboración suelen incluirse los datos antropométricos de un amplio grupo de población, y la prótesis custom made, es decir, hecha a medida, en la cual la prótesis se fabrica según el plano exacto del hueso receptor de aquélla. El elevado coste de la prótesis a medida, unido a la dificultad de someter el producto re­ sultante a las pruebas mecánicas habituales que corroboren su adecuado comportamiento mecánico, hacen que estos modelos queden reservados a casos muy específicos de cirugía tumoral o de graves deformidades, en las cuales no puede adaptarse una prótesis estándar.

Elementos de estudio empleados en el diseño y construcción de una prótesis Dado que un implante protésico tiene como objetivo primordial sustituir la función de una articulación deteriorada, parece lógico incluir en su diseño todos aquellos elementos de valoración que se han utilizado de manera habitual en el estudio de la fisiología articular. 1. Cinemática articular. Estudio de la m archa, análisis del m ovim iento, análisis de los movimientos extremos, cinerradiograña. 2. Cinética articular. Elementos estabilizadores, estudio de las fuerzas globales, modelos cinéticos, plataforma de marcha. 3. Distribución de tensiones. Modelo fotoelástico, estado tensional, modelos matemáticos, modelos de elementos finitos. 4. Pruebas de laboratorio. Pruebas de espécimen en banco de pruebas, pruebas de espéci­ men en simuladores articulares (fig. 2 2 - 6 ).

C a p itu lo

21.

Biom ecánica de los reemplazos protésicos

339

Figura 22-6. Mediciones mecánicas en banco de pruebas con espécimen.

Con independencia del diseño de la prótesis respecto a su relación con el hueso re­ ceptor, existe un segundo aspecto del diseño relacionado con la función de la prótesis. El mantenimiento de una función articular idéntica a la de una articulación normal es prácticamente imposible, en especial si existe algún déficit ligamentoso asociado al dete­ rioro de los cuerpos articulares. Ello es válido sobre todo para la articulación de la rodilla por su manifiesta compleji­ dad biomecánica, que precisa la participación de los elementos estabilizadores de la arti­ culación. El sacrificio o la ausencia de uno o más de dichos elementos estabilizadores pre­ cisa la consiguiente compensación a través de los propios elementos protésicos. El concepto de prótesis anatómicas, semiconstreñidas o constreñidas se fundamenta en la sustitución-compensación de uno o más ligamentos de la articulación. El equilibrio entre estabilidad, movilidad y sobrecarga es muy difícil, y es aquí donde los estudios ci­ néticos y cinemáticos con especímenes de rodilla o utilizando la tecnología de elemen­ tos finitos ha tenido mayor interés y desarrollo. En la cadera la selección del tam año de la cabeza femoral tiene gran importancia. Las cabezas femorales protésicas muy grandes ofrecen mayor resistencia al deslizamiento pero m enor carga por unidad de superficie, mientras que las cabezas muy pequeñas se deslizan muy bien, pero crean sobrecargas puntuales muy im portantes que facilitan el desgaste protésico. Las cabezas de 32 m m sustituyeron en su tiem po a las de un tam a­ ño sim ilar a la cabeza fem oral sustituida. C on posterioridad , las cabezas de 22 m m m ejoraron el coeficiente de fricción de las de 32 m m pero al originar una mayor carga o presión sobre el cotilo, aum entaron el coeficiente de desgaste de éste. En la actuali­ dad parece haberse aceptado com o estándar el tam año intermedio de 28 m m , que apa­ rentemente ha mejorado las ventajas de los dos diseños salvando alguno de sus incon­ venientes.

340______________________________________________ J. Ballester Soleda, P. Ávarez Díaz y M. Tey Pons

Par de fricción La obtención de unas superficies articulares artificiales que presenten las mismas carac­ terísticas biom ecánicas de una articulación norm al es asimismo complejo. La dureza, elasticidad, microdeformabilidad, fricción, coeficiente de deslizamiento y características reológicas del líquido sinovial son prácticamente irrepetibles. Por otra parte, la inciden­ cia cada vez mayor de la enfermedad de la partícula com o causa del aflojamiento proté­ sico ha hecho que se preste especial atención al estudio de pares de materiales capaces de acercarse lo máximo posible a las características biomecánicas de la función articular y de disminuir lo más posible el fenómeno de suelta de partículas. El par m etal-m etal fue uno de los prim eros pares de fricción utilizados en la cons­ trucción protésica. En un principio la utilización en la cadera de cabezas sobredimensionadas, junto al pulido defectuoso de las superficies metálicas, desacreditó el empleo de dicho par de fricción debido a la elevada frecuencia de aflojamientos m ecánicos. Sin embargo, los estudios histopatológicos del tejido periprotésico han m ostrado la casi au­ sencia de enfermedad de la partícula, por lo que su reutilización ha ganado muchos adep­ tos. La disminución del tam año de la cabeza femoral, la mejora de las características m e­ talúrgicas y la aplicación del m icropulido de superficie ha contribuido m ucho en la notable mejora de sus resultados clínicos. La introducción del par polietileno-metal fue otro de los adelantos que m arcaron un hito en la historia de la cirugía protésica. El elevado desgaste de los polietüenos iniciales dis­ minuyó al conseguir polietüenos endurecidos de alta densidad. Las características del m a­ terial junto con su termodeformabilidad lo hacen especialmente adecuado com o par de fricción. Sin embargo, la reacción histopatológica que produce la eliminación de sus par­ tículas de desgaste ha hecho peligrar su aplicación com o biomaterial protésico. El perfec­ cionamiento de la técnica de enlaces cruzados con la consiguiente disminución de su ca­ pacidad de oxidación, tanto en el manipulado como en el envasado, parece haber mejorado sus perspectivas de utilización al disminuir la incidencia de la enfermedad de la partícula. En el estudio mecánico de los pares de fricción, por lo que respecta a la cadera, la uti­ lización del par cerám ica-cerám ica se ha com portado en estudios experimentales com o el mejor par de fricción, tanto por su capacidad de deslizamiento, com o por su bajísimo índice de liberación de partículas. La gran dureza y rigidez de su superficie, sin embargo, a la vez que disminuye la liberación de partículas, hace más frágil el par de fricción y fa­ vorece la aparición de microfracturas que conducen también al deterioro del par de fric­ ción. La introducción del par polietileno-cerámica ha mejorado este inconveniente. No obstante el elevado coste de fabricación ha contribuido a la poca expansión de la aplica­ ción de este par de fricción.

Alineación protésica Con independencia de estos factores que pueden considerarse com o inherentes al im ­ plante o a la reacción biológica habitual del organismo fi-ente a él, existen otros factores relacionados con el acto quirúrgico que también influyen en la biomecánica de la próte­ sis y por tanto con su longevidad: L La alineación, es decir, la correcta implantación del implante siguiendo los ejes de car­ ga de la extremidad con la finalidad de que la interfase prótesis-hueso o prótesis-ce­

C a p i t u l o 22. Biom ecánica de los reemplazos protésicos

341

m ento-hueso reciba las solicitaciones mecánicas para las cuales fue diseñada y para que el par de fricción trabaje en armonía con su arco y dirección de movilidad. 2. El balance ligamentoso, o sea, la correcta tensión de los elementos naturales estabili­ zadores de la articulación para perm itir una cinética adecuada. Este último aspecto tiene menor relevancia en la cadera, debido a las características mecánicas de su dise­ ño natural autorretentivo, pero es de vital importancia en articulaciones com o la ro ­ dilla o el hombro. El concepto de alineación de la prótesis lleva implícito el concepto de desalineación que se define com o la desviación del eje protésico respecto al eje ideal de carga de la ex­ tremidad. Esta posibilidad poco deseada suele ser o el resultado de un defecto de técnica en el m om ento de implantar la prótesis o, por el contrario, la consecuencia de un dete­ rioro progresivo del segmento esquelético que produce una desviación secundaria de un implante correctamente colocado. Las consecuencias generales sobre cualquier prótesis de la desalineación reside en los efectos de una solicitación mecánica distorsionada que conduce indefectiblemente a: 1. 2. 3. 4.

Sobrecarga del polietileno. Sobrecarga ósea. Sobrecarga ligamentosa. Inestabilidad de los componentes protésicos.

Para evitar dicho defecto técnico la industria ha desarrollado un instrumental guía para la colocación de la prótesis, que basándose en la utilización de puntos de referencia anatómicos, minimiza al máximo la posibilidad de error durante la cirugía. Incluso a pesar de ello, es relativamente sencillo cometer un error en la utilización de las guías de alineación citadas. Si tomamos com o ejemplo la articulación de la rodilla, du­ rante el acto quirúrgico podemos producir una desalineación que afecte el eje global de la extremidad, pero también puede suceder que una buena alineación global de la extre­ midad (normoeje centro de la cabeza femoral-centro del tobillo, coincidiendo con el cen­ tro rodilla), coexista con un p osicionam iento oblicuo de la interlínea articu lar (ta ­ bla 2 2 - 2 ). Además, y sin perjuicio de la posible desalineación del eje m ecánico de la extrem i­ dad, existe la posibilidad de incurrir en un error de posicionamiento de uno o varios de los componentes individuales de la prótesis. Siguiendo con el ejemplo de la rodilla, si consideramos que en cada uno de los tres componentes individuales que la integran existen 6 posibilidades de error, tal com o se

Tabla 22-2. Desalineación de la extremidad Genu varo Genu valgo Genu flexo Genu recurvatum Normoalineación-interlínea Oblicua Torsión interna Torsión externa

342_______________________________________________J. Ballester Soleda, P. Ávarez Díaz y M. Tey Pons

Tabla 22-3. Posibilidades de desalineación de los componentes individuales Varo-valgo Flexión-extensión Medial-lateral Proximal-distal Anterior-posterior Rotación interna-rotación externa

Tabla 22-4. ¿Cómo evitar la desalineación protésica? 1. Estudiar a fondo las radiografías 2. Utilizar plantillas de medición preoperatoria 3. Hacerse una idea mental previa de la resección que debe realizarse (es preferible hacer una calca preoperatoria) 4. Abordaje amplio adecuado 5. Identificar sin dudas las referencias anatómicas 6. Anatomizar sistemáticamente los cuerpos articulares 7. Comprobar dos veces los cortes... cortar una sola vez 8. Utilizar de manera sistemática los implantes de prueba para comprobar la movilidad, tensión de los ligamentos y estabilidad de los componentes

aprecia en la tabla 22-3, el número de posibilidades de desalineación protésica simple es elevadísimo. En la articulación de la cadera, el posicionamiento en varo o en valgo del com ponen­ te femoral, la reproducción del adecuado ángulo acetabular, la anteversión del cotilo, la anteversión del cuello femoral, etc., son asimismo detalles de técnica quirúrgica en los que, a pesar de la utilización de las guías de alineación, pueden com eterse errores que acortarán la vida de la prótesis. La utilización de cualquier modelo de prótesis requiere com o toda técnica quirúrgica la realización de un aprendizaje antes de alcanzar una eficacia adecuada. Con indepen­ dencia de este hecho, la rigurosidad de la planificación previa a la intervención y la pul­ critud de la técnica quirúrgica son factores decisivos para conseguir una buena alineación y un balance ligamentoso adecuado (tabla 22-4). Como conclusión debemos, por tanto, resaltar la importancia de la biomecánica no tan sólo en el aspecto de la investigación y construcción de una prótesis, sino también en la necesidad de todo cirujano de poseer unos conocimientos mínimos de sus fundamentos para decidir de manera objetiva la selección del modelo adecuado a cada paciente, así como para proceder a su implantación con la máxima garantía de una efectividad duradera.

BIBLIOGRAFIA Comín M , Prat J, Dejoz R. Biomecánica articular y sustituciones protésicas. Valencia: IBV, 1998. Charnley J. Low friction arthroplasty o f the hip. Berlín: Springer Verlag, 1979. Hungerford D, Kenna R, Krakow K. The porous coated total knee. Orthop Clin North Am 1982; 13: 103-122. Insall J. Cirugía de la rodilla. Buenos Aires: Panamericana, 1986. Morscher E. The cementless fixation o f the hip. Berlín; Springer Verlag, 1984 Walker P, Morrey B. Biomechanics. Joint replacement arthroplasty. New York: Churcill Livingstone, 1991.