Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas

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1 E Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas N. Reina, J.M. Laffosse El hueso es un tejido complejo cuyas propiedades son producto de la asociación de una morfología externa macroscópica y de una morfología microestructural compuesta por una red trabecular. Esta organización debe permitir que el esqueleto sea sólido, elástico y liviano para facilitar la locomoción. El hueso está sometido a exigencias y cargas considerables. Para soportarlas, dispone de propiedades mecánicas que deben considerarse en distintos contextos (compresión, tracción, flexión, etc.). Además, se trata de un tejido vivo que no sólo se forma, sino que también se reabsorbe en función de las cargas mecánicas que recibe. Asimismo, después de una fractura pasa por una serie de procesos mecánicos y biológicos muy complejos que conducen a la consolidación ósea, la cual está influida sobre todo por factores mecánicos. Por lo tanto, para el tratamiento de una fractura hay que escoger el tipo de fijación más pertinente según el contexto: estable/inestable, dinámica/estática, etcétera. 04 Elsevier Masson SAS. Todos los derechos reservados. Palabras clave: Hueso; Biomecánica; Consolidación; Osteosíntesis; Estática; Dinámica Plan Introducción Introducción Biomecánica y tejido óseo Consideraciones generales Deformación irreversible de los materiales Influencia de la biomecánica sobre el tejido vivo 3 Aplicación de las leyes biomecánicas a un tejido complejo 3 Complejo hueso-músculo 4 Distintos tipos de deformación y biomecánica de las fracturas 4 Biomecánica y consolidación ósea 6 Influencia del callo óseo 6 Influencia de la reanudación del apoyo 6 Aplicación al tratamiento de las fracturas 7 Tratamiento ortopédico 7 Tratamiento quirúrgico 7 Otros tratamientos adyuvantes y vías de investigación : implicaciones mecánicas y biológicas 4 Ondas de choque 4 Ondas electromagnéticas o campos electromagnéticos pulsados 5 Ultrasonidos pulsados 5 Conclusión 5 El hueso es un tejido complejo cuyas propiedades son producto de la asociación de una morfología externa macroscópica y de una morfología microestructural compuesta por una red trabecular y cortical. Las exigencias y las cargas que los huesos reciben durante la locomoción necesitan resistencia mecánica y elasticidad. Esta organización debe permitir que el esqueleto sea sólido, elástico y liviano para desplazarse durante la marcha, la carrera y los saltos, pero también, si es necesario, responder a cargas más inesperadas en torsión o cizalladura. Por lo tanto, se trata de un «pliego de condiciones» exigente para el esqueleto. También representa un tejido adaptativo y evolutivo en función de la edad, del sexo y de las exigencias físicas (deportivas y profesionales) e, incluso, hormonales y metabólicas. Sin embargo, este equilibrio mecánico puede interrumpirse por traumatismos que causan fracturas o por lesiones macro o microestructurales que generan fracturas patológicas. El proceso de consolidación ósea permite reparar la fractura, lo que no sólo supone restaurar la continuidad de la pieza ósea, sino recuperar sus propiedades biomecánicas. Este proceso evoluciona durante varias semanas antes de permitir la reanudación del apoyo y varios meses, incluso años, antes de obtener la restitución ad integrum Volume 47 > n 3 > septiembre 04

2 E Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas de la estructura macroscópica y microscópica, así como la recuperación de sus propiedades biomecánicas. El tratamiento de las fracturas, que durante mucho tiempo fue sólo ortopédico mediante inmovilización y reposo, se ha visto beneficiado por la intervención médica desde la Antigüedad. Las técnicas de osteosíntesis, que fueron mejorando con los conocimientos en biomecánica ósea y la fabricación de nuevos materiales, permiten optimizar la fijación de las fracturas con métodos menos invasivos, reducir el período de inmovilización, facilitar la reanudación más precoz del apoyo y limitar los riesgos de complicaciones como infecciones, seudoartrosis y callos viciosos. Biomecánica y tejido óseo Consideraciones generales Las propiedades mecánicas de una estructura dependen, por un lado, de las propiedades del material o materiales que la componen y, por otro lado, de las propiedades relacionadas con las características de la estructura. El comportamiento intrínseco de cualquier material es independiente de la geometría de la estructura. Este comportamiento se define por varios parámetros que lo caracterizan. Entre ellos, es fundamental conocer el módulo de elasticidad del material. El módulo de elasticidad (módulo de Young) expresa la relación entre la carga aplicada a un material y la deformación de éste. Se determina con una prueba biomecánica de ruptura, para lo cual se considera una probeta del material en estudio (esta probeta corresponde a una muestra de material cuyo tamaño y forma hacen que pueda considerársela homogénea). En esta prueba se mide la deformación (ε) que corresponde a la modificación de la longitud ( l) en función de la longitud inicial (l 0 ), de modo que ε = l/l 0. De forma paralela, se registra la carga (σ) que recibe la probeta durante la prueba. Esta carga es la presión (expresada en N/m ) que recibe el material. La relación entre las dos variables (deformación y carga) se define con la ecuación: σ = E ε, en la que el módulo de elasticidad (o módulo de Young), que se escribe E, corresponde a la pendiente de la curva (Fig. ). Se trata de una característica propia y única del material. Si las cargas se mantienen en la zona de deformación elástica, la deformación es reversible y la estructura recupera su forma y sus dimensiones iniciales al cesar la carga. Cuanto más elevado es este módulo (y la pendiente «abrupta»), se dice que el material es más «rígido» (Cuadro ). Más allá del punto de «límite elástico» (zona roja), el material entra en la «zona de deformación Carga σ Deformación ε Figura. Curva de deformación en función de la carga aplicada a un material.. Deformación elástica;. límite elástico; 3. alto límite elástico o carga de ruptura; 4. deformación plástica; 5. punto de ruptura; 6. módulo elástico (módulo de Young). 6 Cuadro. Módulos de elasticidad (en gigapascales [GPa]) de diversos materiales que se usan en ortopedia. Aluminio Acero inoxidable Titanio Hueso cortical Cemento quirúrgico Hueso esponjoso Polietileno altamente reticulado (UHMW-PE) ,5-3,5 0,7-4,9,4-4, plástica» irreversible. La probeta conserva la deformación aunque haya cesado la carga. Esto significa que las propiedades del material han cambiado. Una nueva prueba de tracción sobre el objeto definiría otra zona de deformación elástica y plástica propia. Deformación irreversible de los materiales El comportamiento de los materiales en la zona de deformación plástica se rige por características intrínsecas y también varía de un material a otro. Un material «dúctil» tiene la capacidad de sufrir una deformación plástica sin romperse, al contrario que un material «quebradizo». Si la deformación continúa, la presión aumenta hasta alcanzar la carga máxima, que determina el «límite de elasticidad alto». Más allá de este límite, la sección transversal disminuye de forma regular. Después, el material alcanza su «límite de ruptura». La cerámica, por ejemplo, es muy rígida pero muy quebradiza, con una distancia muy corta entre el límite de elasticidad y el punto de ruptura. Sin embargo, la deformación plástica no es el único modo de deformación irreversible. En este sentido, si debajo del umbral del límite de elasticidad a un objeto se le aplica una carga constante, la fluencia produce una deformación irreversible. Igual que el módulo de elasticidad, es una propiedad intrínseca de los materiales. Las pruebas de fluencia son ensayos realizados en modo casi estático y permiten estudiar los materiales dúctiles o frágiles. También existen propiedades estructurales relacionadas con la geometría del objeto y la distribución de la materia alrededor del punto de aplicación de las cargas. Una fuerza aplicada contra un objeto determina una deformación. La curva que une fuerza y deformación representa la «firmeza» del objeto, concepto que debe distinguirse de la rigidez, que sólo se relaciona con el material por el que está compuesto el objeto. La firmeza depende del momento de inercia y, por tanto, de la forma del objeto. El módulo de Young de un material se define de forma clásica con una prueba de ruptura en tracción. También pueden efectuarse ensayos en flexión, torsión y compresión para observar el comportamiento y definir los otros módulos característicos del material en sus distintas deformaciones. La elección del tipo de ensayo más pertinente depende del hueso en estudio y de las cargas que recibe in vivo. Los ensayos en flexión pueden efectuarse con varios tipos de apoyo, de tres o cuatro puntos (Fig. ). El material recibe fuerzas de compresión en su concavidad y de tensión en su convexidad, que se escalonan según un gradiente lineal en el grosor del objeto. Los ensayos en torsión hacen que el objeto reciba un par de fuerzas de sentido opuesto que se ejercen en espiral sobre su longitud. El hueso diafisario se asimila a un cilindro hueco y sus propiedades en torsión mejoran con el aumento del diámetro externo. Así, los comportamientos de resistencia a las fuerzas de torsión, compresión axial, flexión o incluso cizalladura se desprenden de las propiedades intrínsecas y estructurales del objeto en estudio. Al analizar los mecanismos de ruptura de una estructura, es posible distinguir:

3 Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas E resistencia de un ligamento es inferior a la del hueso. Por lo general, el ligamento se rompe en pleno cuerpo. Si la velocidad del traumatismo aumenta, la rigidez del ligamento también lo hace y la ruptura se produce preferentemente en la entesis o por avulsión ósea. Figura. Prueba de flexión en tres puntos. La carga () es aplicada al material y crea una deformación (flechas) en el punto de aplicación. Esta carga puede aplicarse también en dos puntos para la prueba de flexión en cuatro puntos (dos puntos de carga más dos puntos de apoyo [3] ). Cargas Deformación Figura 3. Anisotropía del hueso según Burstein. Las pruebas de tracción en diversas direcciones demuestran comportamientos biomecánicos y distintos módulos elásticos.. Tracción longitudinal;. tracción en un eje de 30 ; 3. tracción en un eje de 60 ; 4. tracción en un eje ortogonal al eje del hueso. la ruptura con carga: es la aplicación continua de una fuerza hasta la ruptura. Se trata de un modelo clásico de fractura ósea en el contexto de un traumatismo agudo; la ruptura por fatiga: se trata de una ruptura secundaria a la aplicación de cargas por debajo del límite de elasticidad, pero que se aplican de forma cíclica. Es el caso de la fractura de implantes tras la pérdida de estabilidad de una osteosíntesis. El estudio del comportamiento mecánico de los objetos se basa en la «teoría de las vigas», modelo empleado en resistencia de los materiales. Para usar estos principios son necesarios algunos requisitos previos, sobre todo el hecho de que el material debe ser homogéneo, elástico e isótropo (es decir, que las propiedades mecánicas del material sean idénticas en cualquier dirección de aplicación de la carga). Primero hay que admitir esta aproximación, ya que el hueso tiene numerosas propiedades intrínsecas que lo convierten en un tejido complejo desde un punto de vista mecánico. Al respecto, el hueso es «anisótropo» (Fig. 3); su módulo de elasticidad (E) depende de la dirección de la carga que recibe. Por ejemplo, el hueso tiene menor resistencia en cizalladura que en tracción, y menor en ésta que en compresión. Para el hueso cortical, la carga de ruptura puede evaluarse en 0 N/m en compresión, 50 N/m en tracción y 80 N/m en cizalladura. También es «viscoelástico»; en apoyo, su deformación depende de la carga soportada, pero también de la velocidad de aplicación de ésta. Cuanto más importante sea el vector velocidad, mayor será la reacción del hueso con una rigidez elevada. Así, el hueso trabecular es más rígido en compresión cuando la velocidad de aplicación de la carga aumenta. Este mecanismo es bien conocido en lo que se refiere a la ruptura ligamentosa. Con poca energía, la 3 4 Influencia de la biomecánica sobre el tejido vivo La ley de Wolff fue enunciada en el siglo XIX por el anatomista y cirujano alemán Julius Wolff. Consideraba que el hueso trabecular tenía una organización no aleatoria y anisótropa. Según este autor, dicha estructura era producto de las cargas que recibía [], lo que convierte al hueso en un órgano vivo que se adapta a diversas circunstancias. Por un lado, una acción repetida o específica modifica la macroestructura. La organización de las trabéculas óseas en el extremo superior del fémur es un ejemplo muy ilustrativo. El brazo de palanca generado por el desplazamiento de las cargas axiales hacia los miembros inferiores crea fuerzas predominantes de cizalladura en el cuello femoral. Así, las trabéculas se organizan en haces sobre un modelo ojival. El abanico de sustentación cefálico y las trabéculas troncatéreas funcionan en tracción, al igual que los fascículos arciformes. Por otro lado, este mecanismo también influye sobre la densidad y la microestructura ósea. El ejercicio físico y el sobrepeso aumentan la masa ósea debido al uso excesivo del complejo osteotendinoligamentoso []. Al contrario, la disminución de las fuerzas aplicadas al hueso y las pruebas de microgravedad ilustran la inducción de una desmineralización relativa [3]. Esta ley, ampliamente aceptada y estudiada, condujo a la teoría de los mecanostatos, descrita y desarrollada por Frost [4] desde 960. Los mecanostatos detectan las variaciones de las cargas aplicadas al hueso, el cual se adapta a las variaciones con modificaciones estructurales, que se producen durante toda la vida [5]. Las cargas aplicadas al hueso influyen sobre la homeostasis ósea mediante procesos no mecánicos y retrocontroles celulares. Esta optimización mecánica es producto de un acoplamiento entre la carga y la actividad celular [6], aunque todavía no se conocen bien los mecanismos de transducción. Aplicación de las leyes biomecánicas a un tejido complejo El hueso se puede estudiar desde distintos niveles de organización, cada uno con una contribución propia para explicar sus propiedades biomecánicas. En el aspecto histológico, el hueso está formado por colágeno e hidroxiapatita. El colágeno, sobre todo de tipo I, que representa la parte fundamental de la trama orgánica (90%), tiene una mecánica en tracción superior a su resistencia mecánica en compresión [7]. La hidroxiapatita, constituida por cristales de fosfato de calcio, representa la parte fundamental de la trama inorgánica mineralizada. Se trata de un material rígido (aunque quebradizo) y resistente a la compresión. Según Seeman [8], el 45% de mineralización del hueso humano es un valor óptimo. Si este valor disminuye, el hueso es demasiado flexible en carga y se rompe; si la mineralización es alta, se vuelve quebradizo. Hay que considerar el hecho de que una ligera variación de densidad y mineralización óseas puede inducir una variación notable del módulo de elasticidad del hueso [9]. La edad, los parámetros biológicos y hormonales (enfermedades endocrinas, menopausia), la hidratación del tejido [0], las osteopatías [] y el sexo son factores que influyen sobre la resistencia del hueso a las cargas. Como se ha comentado, la competencia del hueso puede variar por factores extrínsecos modificables como la actividad física y deportiva [], pero también por radiaciones o moléculas de efecto terapéutico que interfieren con el metabolismo óseo. 3

4 E Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas µm 3-7 µm 0,5 µm nm Figura 4. Estructura del hueso cortical. La organización en láminas concéntricas de fibras de colágeno asociadas a la trama mineral crea la red haversiana.. Hueso esponjoso;. hueso cortical; 3. osteón; 4. canal haversiano; 5. lámina; 6. fibra de colágeno; 7. fibrilla de colágeno; 8. molécula de colágeno; 9. cristales. Cuadro. Módulo elástico (gigapascales [GPa])/carga de ruptura (megapascales [MPa]) según el tipo de hueso en función del tipo de carga []. σ y Hueso cortical Módulo elástico Carga de ruptura Tracción [, 3] Compresión [5] Cizalladura [3] Hueso esponjoso Tracción [4] Compresión [5] Cizalladura [6],4-9, 5,-9, Carga Eo 0,-5 0,-3 3-0,5-50 6,6-8 E En la microestructura participan el hueso cortical y la red trabecular. El hueso esponjoso es cuatro veces menos denso, diez veces menos rígido y cinco veces más elástico que el hueso cortical. La organización de los osteones es una de las razones que explican la rigidez del hueso cortical. Se trata de la asociación de fibras de colágeno calcificadas y organizadas en laminillas para formar los canales de la red haversiana (Fig. 4). Las propiedades biomecánicas de cada tipo de tejido óseo (cortical y esponjoso) varían en función de la carga (Cuadro ). Las curvas de deformaciones de cada tejido son muy distintas. Aunque los módulos elásticos del hueso cortical en tracción y en compresión son parecidos, la fase plástica de compresión antes de la ruptura es muy corta en comparación con las pruebas de tracción. Por lo tanto, el hueso es más dúctil en tracción. Las propiedades del hueso evolucionan tanto en función de cargas de intensidad como de repetición. Si el hueso ha superado el límite de elasticidad, el módulo de elasticidad se modificará con las cargas futuras (Fig. 5). Esto es producto de microfracturas que reducen la rigidez de forma progresiva [0]. En el aspecto macroscópico, los elementos clave son la forma global del hueso y su sección. El estudio del hueso se asimila a la teoría de las vigas cuando se considera el hueso diafisario, cortical, cuya sección puede considerarse como continua. Esto es aproximado, ya que cada hueso largo tiene una forma, una curvatura, una sección y una longitud distintas, mientras que en cada pieza ósea se describen zonas anatómicas (epífisis, metáfisis y diáfisis) con una estructura singular. Con todo, es posible referirse a las principales propiedades biomecánicas de algunos huesos [] (Cuadro 3). Complejo hueso-músculo Otro elemento es la asociación de los huesos y, de una manera más general, el entorno muscular de los huesos. Los músculos actúan como obenques que permiten aumentar el módulo de Young del complejo. El conjunto hueso-músculo constituye una viga compuesta ε p Deformación Figura 5. Modificación del módulo de elasticidad (E) más allá del límite elástico, según Nyman et al [0]. Cuadro 3. Fuerzas de ruptura para algunas zonas óseas en función de las cargas []. Cuello femoral Compresión lateral Compresión vertical Fémur Compresión axial Flexión Torsión N N N N 83 Nm Rótula Impacto sagital N Tibia Compresión Flexión Torsión N N 00 Nm Columna lumbar Compresión axial N más resistente que cada elemento por separado. Así, para Nordsletten y Ekeland [3], en un modelo animal in vivo la contracción muscular aumenta un 3% la rigidez de la tibia en flexión y un 60% la resistencia a la ruptura. Pool- Goudzwaard et al [4], en un estudio cadavérico, detallan la capacidad de los músculos del piso pélvico para poner en tensión la charnela sacroilíaca y así rigidizar el anillo pélvico. Distintos tipos de deformación y biomecánica de las fracturas Los distintos tipos de deformación del hueso suelen describirse por separado con fines didácticos. Sin embargo, los procesos de compresión, tracción, flexión, cizalladura y torsión suelen asociarse en diversos grados según la actividad o el tipo de traumatismo. 4

5 Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas E Figura 6. Trazos de fractura y principales cargas recibidas por el hueso.. Tracción;. transversal; 3. compresión; 4. oblicua; 5. flexión; 6. ala de mariposa; 7. torsión; 8. espiroidea. Fracturas por fragilización del hueso Las cargas necesarias para producir una fractura también dependen de la calidad del hueso. Por ejemplo, tras la ablación de un material de osteosíntesis o de las clavijas del fijador externo, los orificios residuales del hueso alteran su estructura mecánica. Burstein et al [5] analizaron en el conejo la influencia de los orificios creados por los tornillos. Han demostrado que el hueso perdía el 70% de su rigidez y, por tanto, la capacidad para resistir a las cargas por la formación de una zona de fragilidad. Este efecto, aunque menos marcado, también se verifica después de la ablación de los tornillos. Fracturas por fatiga Además, el hueso puede fragilizarse a causa de cargas fisiológicas repetidas. La frecuencia y la amplitud de las cargas que recibe el esqueleto, por ejemplo con la práctica deportiva, puede inducir un mecanismo de fatiga tisular y conducir a la producción de microfracturas. El número de sesiones, la intensidad y los tiempos de reposo limitados refuerzan esta tendencia. El hueso sometido a microtraumatismos repetidos se adapta deformándose por un mecanismo de remodelación hasta el límite de la deformación elástica. El proceso es reversible con la interrupción de las cargas. Sin embargo, si éstas prosiguen, puede producirse una fractura por fatiga. La falta de adaptación del tejido óseo a las cargas repetidas e inusuales necesita una remodelación rápida. Las acciones osteoclástica y osteoblástica combinadas crean zonas de fragilidad del tejido óseo cortical y/o trabecular que favorecen la formación de microfracturas por sobrecarga. Fracturas traumáticas Una fractura suele ser la consecuencia de un traumatismo. Por lo general, puede identificarse un mecanismo principal en función de la fractura resultante. El tipo de fractura depende de otros elementos, como la energía cinética en el momento del traumatismo; pueden distinguirse: las fracturas con cinética baja: una simple caída o un traumatismo menor; las fracturas con cinética alta: accidente en la vía pública, caída de altura; las fracturas con cinética muy alta: traumatismos balísticos. Producen lesiones graves por transferencia de esta energía cinética al hueso. Cada carga fundamental induce una deformación previsible. La compresión acorta, la tracción alarga, la flexión produce una incurvación en el medio del segmento óseo y la torsión provoca la rotación del hueso en un eje definido. También se puede razonar de manera inversa, es decir, al analizar el trazo de fractura se deduce la carga principal que la ha provocado (Fig. 6). Un trazo de fractura transversal es más bien producto de un mecanismo principal en tracción. La compresión pura del hueso produce un trazo de fractura oblicuo. Si la compresión se asocia a una flexión, la fractura se caracteriza por la aparición de un tercer fragmento en «ala de mariposa». Por último, un trazo en espiral es producto de una carga en torsión. Estas consideraciones describen el comportamiento de los huesos largos. Otros tipos de fracturas son típicas de algunas regiones anatómicas. Sin describir todos los tipos de fracturas posibles, algunas merecen destacarse porque expresan un mecanismo dominante. Las fracturas por avulsiones apofisarias y las fracturas raquídeas de Chance se producen por tracción, mientras que el mecanismo de los aplastamientos vertebrales es una compresión. Las fracturas del niño se tratan en otro artículo de la EMC. Desde el punto de vista biomecánico son muy especiales, debido a la existencia de un periostio muy grueso y muy resistente, así como de un proceso de maduración ósea incompleto. Sin embargo, pueden describirse las «fracturas en tallo verde», que corresponden a la ruptura de una sola cortical en la convexidad de la fractura, asociada a una deformación elástica de la concavidad por compresión plástica metafisaria, o a la combadura, que es la deformación plástica de la diáfisis. Son fracturas típicas de un tejido óseo inmaduro. Por último, los despegamientos epifisarios afectan a las placas de crecimiento metafisarias y se tratan también en otro artículo. Biomecánica y consolidación ósea La consolidación ósea es un proceso biológico y mecánico. Considerar el defecto de consolidación sólo desde el punto de vista mecánico deja de lado el efecto conjunto de la osteosíntesis y de la cicatrización celular y tisular por efecto de factores locales químicos (proteína morfogenética ósea, factor de crecimiento insulínico [IGF], factor de crecimiento derivado de plaquetas [PDGF], equilibrio acidobásico, etc.) y circundantes (lesión vascular, contusión tisular, edema, etc.). La consolidación ósea, desde un punto de vista biológico, empieza en el instante de la fractura. La fase inicial de la consolidación es la fase inflamatoria. Debido a microtraumatismos vasculares locales, se desarrolla un hematoma fracturario. Esta fase, que dura hasta la tercera semana, se caracteriza por una reacción inflamatoria local e induce el reclutamiento y la activación de los precursores a través de una cascada enzimática, con participación de factores de crecimiento y activadores de la actividad celular. Esta organización precoz explica la importancia de conservar el hematoma fracturario y la consecuencia de su desestabilización en las fracturas abiertas. La fase siguiente permite la formación del callo primario o «callo blando». Se trata de un tejido óseo y conjuntivo inmaduro. Láminas precoces de hueso pasan a modo de puente por encima del foco de fractura para estabilizar los fragmentos óseos. Este tejido se organiza de forma progresiva en el aspecto histológico y permite el paso a la fase siguiente de mineralización del callo. Esta osificación se caracteriza por la formación de un tejido laminar multidireccional no orientado. La fase de remodelación adapta el hueso a las fuerzas mecánicas al organizar el hueso laminar secundario. En el aspecto histológico, se trata de reconstituir la estructura ósea haversiana de laminillas concéntricas y el canal medular. Esta fase dura -8 meses y permite restituir las características morfológicas mecánicas del hueso. El proceso es más intenso si el esqueleto es más inmaduro, la fractura se encuentra cerca de una epífisis fértil y el trazo de fractura ocupa el plano de movimiento: no hay corrección de los defectos de rotación. 5

6 E Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas Influencia del callo óseo La restauración de las propiedades biomecánicas del hueso es un proceso evolutivo. El callo óseo aumenta de tamaño inicialmente y también lo hace la rigidez, la cual alcanza un nivel fisiológico en unos 8 días. La restauración avanza de forma paralela con el aumento de volumen del callo y la reorganización tisular. El estudio de la superficie de sección del callo óseo en fémures de ratas demuestra un pico de formación alrededor de la cuarta semana siguiente a la fractura [6]. El volumen del callo se reduce lentamente hasta recuperar un tamaño normal después de varios meses, según la remodelación referida en la ley de Wolff. En este modelo, el crecimiento óseo es más rápido que en el ser humano, pero permite revelar que el engrosamiento del callo se produce de forma concomitante con la recuperación de las propiedades mecánicas (Fig. 7). El momento de inercia de un tubo cilíndrico es proporcional a la potencia 4 del radio. Puede escribirse: I = (R r) 4 /4, donde I es la rigidez, R el diámetro externo del hueso y r el diámetro interno. El aumento de volumen del callo óseo incrementa de forma considerable el momento de inercia y, por consiguiente, la rigidez del segmento óseo, si bien se acepta que hay que distinguir distintos tipos de callo. Según la posición de éste, la rigidez varía en un sentido opuesto. Al respecto, hay varios tipos de callo con propiedades distintas [7] (Cuadro 4). Müller [8] señaló que un callo por aposición perióstica tiene un efecto positivo, mientras que un callo medular puede hasta disminuir la rigidez si una consolidación cortical pura no influye en este parámetro (Fig. 8). Se puede hacer un paralelismo con los clavos utilizados en la osteosíntesis. A igual diámetro externo, los clavos macizos son menos resistentes que los clavos huecos. Según Aro y Chao [9], los dos elementos que más estimulan el callo perióstico son el espacio interfragmentario y la carga fisiológica, que corresponde al peso de la persona. Este callo perióstico es luego remodelado de forma simultánea con la constitución del callo cortical, que no tiene ningún vínculo con las cargas. Influencia de la reanudación del apoyo La reanudación del apoyo después de una fractura depende de numerosos parámetros. El tipo de fractura, su estabilidad y la del montaje y el manejo de los tejidos blandos son otros factores de decisión. Aunque la estabilidad es uno de los elementos clave de la consolidación, la ausencia de carga sobre el foco no es un factor favorable. Tras una fijación óptima (cuyos criterios se describen posteriormente), cargas de baja amplitud que sólo generan micromovimientos permiten acelerar la consolidación ósea [0]. Esto es óptimo después de una compresión repetida y cíclica del hueso, según la descripción de White et al []. La influencia de la tracción es menor, pero esta propiedad es uno de los fundamentos de la técnica de callotasis para el alargamiento óseo desarrollada por Ilizarov []. Aplicación al tratamiento de las fracturas Los primeros tratamientos de las fracturas se remontan a la Antigüedad. Los procedimientos de inmovilización aparecen en el Antiguo Egipto a modo de férulas de madera envueltas con lienzos. Hipócrates inventó un aparato de madera (scamnum) que servía para reducir mediante tracción las fracturas de los miembros. También recomendaba el ejercicio para evitar la atrofia muscular durante la inmovilización, la cual se efectuaba con resinas y cera. Celso conseguía endurecer los vendajes con almidón. Ambrosio hacía moldes de tela, pergamino o cera que se endurecían al secarse. Antonius Mathijsen, un cirujano holandés, empezó a usar el yeso de París en 85. Esta técnica se desarrolló de forma notable y fue uno de los grandes progresos respecto al tratamiento de las fracturas A Aposición ósea en corte (mm ) p < 0, B 0 3 Plazo posfractura (semanas) Figura 7. Evolución del diámetro del hueso tras fractura en una rata (según Aro et al). Figura 8. Callo y rigidez ósea relativa. A. Callo perióstico. Rigidez relativa/mm (). B. Callo cortical. Rigidez relativa/mm (). C. Callo endóstico. Rigidez relativa/mm (/4). C Cuadro 4. Tipos de callos y sus características, según McKibbin [7]. Tipo de consolidación Velocidad Relleno de un espacio Tolerancia a la estabilidad Tolerancia a la estabilidad absoluta Importancia de los tejidos blandos Callo perióstico Callo cortical Callo medular (lento)

7 Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas E Figura 0. Partes de un tornillo.. Cabeza;. roscado; 3. paso de tornillo; 4. diámetro externo; 5. diámetro interno. Figura 9. Cerclaje en obenque del olécranon. Tratamiento ortopédico Es el tratamiento más antiguo y aún hoy el más difundido. Es el tratamiento de elección para las fracturas poco o nada desplazadas de los huesos largos. La consolidación autónoma del hueso está favorecida por la alineación de los segmentos óseos. El objetivo es conservar todos los elementos biológicos necesarios para la consolidación, aunque todavía no han sido identificados por completo. Sarmiento et al [3] señalan la presencia de un callo más activo cuando el hematoma fracturario y la vascularización se mantienen intactos. Tratamiento quirúrgico Todas las técnicas y tipos de osteosíntesis tienen el mismo objetivo: la consolidación ósea [4]. Cada fractura tiene, en diverso grado y en función de la energía traumática, lesiones tisulares, musculares y vasculares que deben tenerse en cuenta antes de escoger el tipo de osteosíntesis. La rehabilitación y, sobre todo, el apoyo postoperatorio deben reanudarse lo antes posible para optimizar el tratamiento y su resultado funcional. Durante mucho tiempo, el tratamiento quirúrgico supuso la abertura del foco de fractura y, por consiguiente, una «agresión» a las vías biológicas del proceso de consolidación. Los adelantos respecto a los conocimientos del callo biológico, por un lado, y a las técnicas y materiales quirúrgicos, por otro, han dado paso a los principios de las técnicas de invasión mínima o de fijación externa de las fracturas. Sin embargo, el primum movens sigue siendo la reducción anatómica de la fractura. La reducción por maniobras externas es un requisito previo indispensable para evitar la abertura del foco. Esto puede lograrse, por ejemplo, con mesas de tracción ortopédica. Métodos de osteosíntesis Osteosíntesis con cerclaje en obenque Este principio se basa en las posibles cargas diferenciales sobre un foco de fractura. Como se verá luego respecto a la localización preferente de las placas, debido al juego de las curvaturas óseas y de las tensiones musculares existe una zona en la concavidad que recibe cargas en compresión y una zona en la convexidad que más bien recibe cargas en tracción tras la reanudación del apoyo o durante la contracción muscular. Esta técnica está especialmente indicada para el tratamiento de la fracturas no conminutas, epifisarias e inestables por la tracción muscular, como las del olécranon o la rótula. Es una fijación dinámica. El principio es convertir las fuerzas de tracción del tríceps braquial o del cuádriceps en fuerzas de compresión sobre el foco de fractura. Para el tratamiento de una fractura transversal simple del olécranon se introducen dos agujas de Kirschner en sentido perpendicular al foco de fractura hasta la cortical anterior del cúbito (Fig. 9). La necesidad de penetrar la cortical o de dejar la punta en la cavidad es motivo de controversia. Con un alambre se efectúa un montaje en «ocho» a través de una perforación distal en la cortical posterior del cúbito, lo que permite trasladar las fuerzas de tracción en compresión hacia el eje de las agujas. El tratamiento de una fractura transversal de la rótula es similar. El alambre pasa por delante de la rótula y alrededor de los extremos proximales y distales de las agujas. Se ordena una movilización precoz para favorecer la consolidación. Osteosíntesis con tornillo Un tornillo está formado por una cabeza provista de una ranura para insertar el destornillador, un vástago roscado con un diámetro interno y externo y una punta (Fig. 0). Existen numerosas formas y tamaños. Los de acero son los más comunes, pero también hay tornillos de titanio. Pueden ser canulados, de autorroscado, presentar un roscado incompleto o incluso dos roscados distintos para una compresión intraósea (principio del tornillo de Herbert). Hay tornillos específicos para hueso cortical y otros para hueso esponjoso. El diámetro interno (d) o alma del tornillo corresponde al diámetro de perforación previo a la introducción del tornillo y determina su resistencia. La resistencia en torsión es proporcional a d 3, por lo que un aumento de este diámetro en un factor II permite soportar un par de apriete ocho veces superior. El diámetro externo está definido por el diámetro del roscado, el cual determina la resistencia del tornillo en tracción, ya que, cuanto más alto es el diámetro, mayor es la cantidad de hueso retenido por el roscado. También depende de la calidad del hueso (esponjoso o cortical, escleroso u osteoporótico) y de la longitud de la parte roscada. La osteosíntesis de una fractura con un solo tornillo es poco frecuente porque se necesita una buena estabilidad mecánica. En un contexto de fractura puede ser muy difícil evaluar la calidad mecánica del hueso. Sin embargo, es la osteosíntesis de elección para los huesos de las extremidades en traumatología (fracturas de falanges, escafoides) y ortopedia, sobre todo en la cirugía del pie (hallux valgus). También está muy difundida para la osteosíntesis de las fracturas unicondíleas de los platillos tibiales, de las espinas tibiales en el niño o incluso de la fractura cervical verdadera y estable del cuello femoral [5] o de una fractura sacra [6]. Estas indicaciones se han ampliado con los tornillos canulados. La introducción de un tornillo interfragmentario puede servir para colocar el foco de fractura en compresión antes de completar el montaje con una placa. La estabilidad del montaje mejora y las cargas que recibe la placa disminuyen, lo que reduce el riesgo de fatiga del material. Para que la colocación de este tornillo sea óptima hay que ajustarse a reglas estrictas con relación a la perforación y la dirección del tornillo (Fig. ). La perforación se realiza en dos etapas. Primero se reduce la fractura y se inmoviliza con pinzas para reducción. De una cortical a la otra se perfora un conducto cuyo diámetro es igual al diámetro interno del tornillo (por ejemplo, perforación de,7 mm de diámetro para un tornillo de 3,5 mm). A continuación, el orificio de la cortical proximal se agranda con una broca cuyo diámetro es igual al diámetro externo de la parte roscada del tornillo (en este ejemplo, perforación de 3,5 mm). El tornillo no se fija al primer fragmento, y por esta razón ejerce una compresión sobre el segundo fragmento. La orientación del tornillo es fundamental en términos de eficacia. Los estudios 7

8 E Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas Figura. Colocación de un tornillo de compresión interfragmentario. El eje de perforación debe situare entre el eje perpendicular al hueso y el eje perpendicular al trazo de fractura. Figura 3. Principio de fijación de una placa clásica. Los tornillos aproximan la placa al hueso gracias a una fijación bicortical. El objetivo es crear una fricción () entre la placa y el hueso. El montaje es estable si las fuerzas de fricción son superiores a las cargas recibidas tras la reanudación del apoyo (). Figura 4. Compresión del foco de fractura por deslizamiento de la placa al ajustar el tornillo en el orificio oval. Figura. En un hueso, la convexidad recibe cargas en tracción y la concavidad, cargas en compresión. En la convexidad del hueso fracturado debe colocarse una placa para favorecer la compresión del foco. mecánicos demuestran que la mejor compresión se obtiene cuando el tornillo sigue un eje perpendicular al trazo de fractura. En la práctica, el tornillo se sitúa entre este eje y el eje perpendicular a la cortical ósea [7]. Osteosíntesis con placa La placa sigue siendo el patrón oro para la osteosíntesis de las fracturas articulares, epifisometafisarias y para algunas fracturas diafisarias. Una placa de osteosíntesis es, ante todo, una férula interna que hace posible la alineación de los segmentos óseos. Su participación en la biomecánica de la consolidación reside en la estabilización del foco de fractura y su compresión. Aunque varios principios se oponen, hay factores biomecánicos comunes. Optimización de la localización de la placa. Cada hueso tiene una curvatura que le es propia. La curvatura principal de los huesos largos permite absorber una parte de las fuerzas de tracción/compresión. Esto produce una asimetría biomecánica con una cortical que recibe las cargas en compresión (concavidad de la curva) y una cortical en espejo que soporta las cargas en tracción (convexidad de la curva) durante el apoyo (Fig. ). Para colocar la placa hay que tener en cuenta esta asimetría. Si se la coloca del lado de las fuerzas de compresión, el apoyo favorecerá la abertura del foco de fractura y, por tanto, disminuirá la capacidad de consolidación (como se ha explicado antes). La placa también sufre picos de cargas a la altura del foco, lo cual puede provocar una fractura por fatiga del implante. Por lo tanto, es capital tratar de optimizar la posición de la placa; por desgracia, la posición puede depender de factores anatómicos (trayectos vasculonerviosos, acceso difícil, etc.) contrarios a los grandes principios biomecánicos. Placas clásicas. La elección del tipo de placa responde al principio de estabilidad absoluta o relativa y, por tanto, al tipo de fractura. En 96, Gurlt estableció las bases de la osteosíntesis moderna y Danis, en 949, el concepto de consolidación per primam [8]. La asociación suiza para el estudio de la osteosíntesis AO (Arbeitsgemeinschaft fur Osteosynthesefragen) (por el impulso de un grupo de cirujanos, entre ellos y en primer lugar Maurice Müller), fue la que desarrolló y difundió los principios de Danis: reducción, fijación y estabilidad absoluta [9]. En la fijación con placa clásica, los tornillos se ajustan a la placa después de la confección de un preorificio. Los tornillos apoyan la placa contra el hueso y de este modo se genera una fuerza de fricción entre la placa y el hueso. La fuerza debe bastar para mantener la estabilidad de la fractura. Mientras la carga resultante del peso del cuerpo y del complejo músculo-tendón-ligamento no supere lo que la fuerza de fricción puede soportar, la construcción se mantiene estable y evita que la osteosíntesis se desmonte (Fig. 3). Cualquier espacio que quede a la altura del foco induce una transmisión de las fuerzas en compresión por la placa y ya no por el hueso, lo cual provoca inestabilidad y un incremento de las cargas en el implante. Por lo tanto, es fundamental reducir de la mejor manera posible la fractura y crear una compresión entre los fragmentos óseos a efectos de aumentar la rigidez del montaje. El principio de crear la compresión gracias al material de osteosíntesis se remonta a 957 y fue posible con el tornillo de cabeza cónica descrito por Bagby y Janes [30]. La compresión puede obtenerse también con una pinza de reducción específica, que permite arrastrar la placa y generar la compresión, derivada de la placa de compresión de Danis. Después vinieron las placas con orificios ovales (placas de compresión dinámica [DCP], placa de compresión universal [UCP] y placa de autocompresión [SCP]) que sirven para generar la compresión por deslizamiento de la placa sobre el hueso al colocar un tornillo excéntrico en el orificio oval (Fig. 4). Si las fuerzas de fricción no bastan, los tornillos pueden ser móviles y conducir al fracaso mecánico de la fijación (Fig. 5). El diseño ha avanzado hacia la creación de placas anatómicas y adaptadas a cada localización de las fracturas. 8

9 Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas E A 3 Figura 5. El tornillo crea una zona de carga en la cortical ósea al reanudarse el apoyo. La placa no está perfectamente aplicada contra el hueso y la fricción no basta para asegurar una estabilidad absoluta. Esta zona de hiperpresión genera una osteonecrosis localizada que compromete la estabilidad del tornillo.. Centro de rotación;. carga axial; 3. zona de carga cortical. Cuadro 5. Número de tornillos y de corticales recomendado para algunas fracturas. Antebrazo Húmero Tibia Fémur Número de tornillos Número de corticales También hay placas de contacto limitado (LC-DCP) que disminuyen la superficie de contacto pero conservan la fricción. La finalidad de una menor superficie de contacto es respetar la vascularización perióstica, ya que ésta es favorable a la consolidación ósea. El montaje y la osteosíntesis se adaptan a cada localización y tipo de fractura, pues reciben cargas distintas. También son específicos el taman o de la placa y de los tornillos, así como el número de éstos (Cuadro 5). De forma experimental, Perren ha determinado que una osteosíntesis femoral con tornillos clásicos de 3,5 mm de diámetro genera un par de fricción de 3-5 Nm entre la placa y el hueso [3]. Un hueso osteoporótico genera, en el mejor de los casos, 3 Nm gracias a un montaje similar, lo que según Borgeaud et al [3] no autorizaría un apoyo correspondiente a 500 N. Además, en las fracturas de los pacientes osteoporóticos, las osteosíntesis «clásicas» no son apropiadas si se busca una recuperación rápida de autonomía, ya que la reanudación del apoyo no es posible sin correr el riesgo de una claudicación mecánica por pérdida de fijación. Las fracturas conminutas también causan dificultades con este modelo de osteosíntesis. La reducción anatómica de la fractura puede ser muy difícil o exponer al riesgo de desvascularización de los fragmentos, con la formación de secuestros y un aumento del riesgo de seudoartrosis. Placas con tornillos bloqueados. Creadas en razón de los límites de las placas estándar para las fracturas conminutas, de la mecánica del esqueleto osteoporótico y de la interpretación de los procesos de consolidación biológica, las placas con tornillos bloqueados ocupan un lugar principal entre los materiales para la osteosíntesis. A comienzos de la década de 980 se desarrollaron la placa ondulada (Brunner, 980) y la placa puente o de apriete [33] para preservar el hematoma y la vascularización perióstica. Stoffel et al [34], en un estudio mecánico e histológico, presentan diversos montajes de placas con tornillos de B Figura 6. Estabilidad del complejo tornillo-placa-corticales en un montaje con tornillos clásicos (A) y con tornillos bloqueados (B). compresión. Las lesiones por legrado del periostio producen una osteoporosis relativa debajo de la placa por afectación de la microvascularización. Así demuestran que el montaje con estabilidad absoluta (placa anatómica y tornillo de compresión) permite una consolidación más rápida que un montaje más inestable. Al respecto, la consolidación cortical se efectúa por contacto óseo directo, sin la cascada biológica de la organización del hematoma y del callo perifracturario. En el plano biomecánico, se trata de aumentar la rigidez del complejo placa/tornillo para que las cargas ya no se transmitan por el hueso sino por los implantes. Es, por tanto, un principio fundamentalmente opuesto que da origen al concepto de placa con tornillos bloqueados. Las fracturas conminutas no permiten el montaje en compresión. Las fuerzas pasan totalmente por el material de osteosíntesis, el cual pasa por encima de la fractura a modo de puente, y entonces la consolidación ya no es per primam sino «secundaria», ya que se organiza a partir del hematoma fracturario con el desarrollo de un callo, primero blando y después duro, que es en sí mismo la expresión de una estabilidad relativa. A efectos de no aumentar la fricción entre el hueso y la placa y, en consecuencia, favorecer la isquemia local por la lesión del periostio, la placa con tornillos bloqueados crea una unidad mecánica entre la placa y la cortical al solidarizar el tornillo a la placa mediante un roscado en la cabeza del tornillo (Fig. 6); es el concepto del «fijador externo interno». Para la osteosíntesis de una fractura, primero se recomienda reducir la fractura y luego colocar, antes que la placa, uno o varios tornillos de compresión en el sitio o sitios de fractura. A continuación, la colocación de tornillos bicorticales induce una precarga para aplicar la placa contra el hueso y así producir la fricción. Con el apoyo (o la contracción muscular), el hueso soporta una fuerza de cizalladura que se an ade a la carga generada por el peso del paciente (Fig. 7). Esta carga no se verifica con un tornillo bloqueado, caso en el que la placa y los tornillos actúan como una unidad mecánica y permiten la osteosíntesis en un esqueleto osteoporótico. Cuando la carga aumenta (básicamente por el peso del paciente), en el caso de la placa con tornillos bloqueados, el vector resultante queda en compresión axial. Al contrario, en el caso de las placas con tornillos no bloqueados, por definición el tornillo 9

10 E Biomecánica del hueso: aplicación al tratamiento y a la consolidación de las fracturas Figura 7. Movilización de los tornillos clásicos por balanceo durante la carga axial (). Los tornillos bloqueados forman una unidad con la placa. Figura 9. Con tornillos bloqueados epifisarios no es necesario que la placa se adose al hueso de forma estricta, ni tampoco que la osteosíntesis sea sólida en la zona trabecular. Figura 8. Pérdida de estabilidad secuencial de los tornillos. La movilidad del foco en flexión () induce una movilización del tornillo proximal más cercano al foco, cuya impresión ósea se agranda y crea una cámara de movilidad. Este efecto se extiende al tornillo siguiente de manera secuencial. está libre en la placa y el peso del cuerpo actúa sobre el tornillo con un brazo de palanca que produce una fuerza angular, que será más intensa cuanto mayor sea la distancia entre las dos corticales. Los movimientos inducidos por esta fuerza pueden agrandar el orificio en el hueso y, por tanto, hacer perder la estabilidad del tornillo en la cortical distal. Cuando están comprometidas tanto la fijación del tornillo como la estabilidad angular del montaje, el mecanismo se propaga al tornillo adyacente y poco a poco induce la claudicación mecánica de la osteosíntesis, con desmontaje y desplazamiento secundario (Fig. 8). En teoría, la forma de las placas con tornillos bloqueados no es tan esencial como en las placas estándar, ya que la placa no se apoya contra el hueso. La rigidez de la interfase hueso-implante se obtiene sin comprometer la vascularización local y la placa actúa como un verdadero «fijador externo interno». Para limitar el traumatismo de los tejidos blandos y, sobre todo, para conservar el hematoma fracturario, se han desarrollado instrumentos de ayuda a la implantación por vías mínimamente invasivas. Estos dispositivos provistos de sistemas de visión permiten la reducción y la colocación de los tornillos [35]. Es el principio de la técnica de osteosíntesis percutánea mínimamente invasiva con placas (MIPO). El sistema de estabilización de invasión mínima (LISS) fue desarrollado inicialmente para las osteosíntesis de las fracturas distales del fémur. Después se crearon sistemas híbridos a modo de placas de compresión bloqueable (LCP) que permiten asociar tornillos bloqueados y no bloqueados para aprovechar mejor las posibilidades de cada sistema en función del contexto [36]. Con este enfoque, la morbilidad es menor y la reanudación del apoyo, inmediata [37]. Es también el caso de las fracturas que afectan desde la epífisis hasta la diáfisis, pasando por la metáfisis, para las que se han creado varios modelos de placas anatómicas que pueden usarse con tornillos epifisarios bloqueados. La resistencia que confiere la unidad tornillo-placa proporciona una buena estabilidad del montaje en el hueso esponjoso epifisario (Fig. 9). En las fracturas articulares, una osteosíntesis mixta puede asociar tornillos de compresión por atornillado directo o a través de la placa con tornillos bloqueados para la estabilidad angular [38]. Materiales: una cuestión biológica y mecánica. Desde los comienzos de la osteosíntesis se han usado numerosos metales (aluminio, plata, latón, cobre, acero, etc.), pero presentaban una resistencia mecánica demasiado baja y estaban expuestos tanto a la corrosión como a una biocompatibilidad mediocre, lo que generaba osteólisis considerables debido a reacciones inflamatorias que conducían al fracaso del montaje. A principios del siglo XX se realizaron diversos estudios sobre las aleaciones y los materiales de las osteosíntesis con el propósito de encontrar el material óptimo. En la década de 950, los conceptos de la escuela suiza consagraron los implantes de acero inoxidable y después se desarrollaron los implantes de titanio. El módulo de elasticidad del titanio (00 gigapascales [GPa]) equivale a la mitad del módulo del acero inoxidable (00 GPa) y tiene propiedades mecánicas más parecidas a las del hueso. Gautier et al [39], en un modelo ovino, han demostrado que una placa modifica de forma considerable las cargas fisiológicas sobre el hueso al redistribuir las fuerzas a nivel del hueso cortical. La influencia del material de osteosíntesis es relativamente menor en esta cuestión y, por tanto, también lo sería la ventaja del titanio sobre el acero inoxidable en el aspecto biomecánico. En cambio, en el hueso que ya no recibe las cargas se producen grandes cambios, según lo demostrado por Uhthoff et al [40] en un modelo canino de osteotomía femoral tratada con fijación rígida. Por eso, algunos autores han recomendado el uso de material con un módulo de elasticidad más débil y la ablación precoz del material. Woo et al recomiendan un material de resistencia moderada a la flexión y la torsión y de resistencia baja a la compresión, para permitir que el hueso reciba lo esencial de las cargas fisiológicas [4]. Además, con el titanio se ha presentado el problema de la ablación del material debido a una consolidación por contacto entre la placa y los tornillos [4]. Las dificultades quirúrgicas potenciales con relación a estas ablaciones aumentan la duración de la intervención y la morbilidad, y para retirar el material de forma segura y eficaz se necesita una instrumentación especial [43]. Recientemente se han creado nuevos materiales con el objetivo principal de asemejarse al módulo de elasticidad del hueso. Los implantes de poliariletercetonas (PAEK), muy desarrollados en implantología dental, se usan también en traumatología [44]. Son polímeros termoplásticos de excelente biocompatibilidad. Su comportamiento mecánico permite usarlos como interfase entre tornillo y placa para disminuir la rigidez de los montajes, como implantes segmentarios por defectos óseos o, desde hace muchos años, en cirugía raquídea [45]. Akhavan et al [46] 0