Diseño y Manufactura de Endoprótesis Personalizadas

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INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL 
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA 
SECCIÓN DE ESTUDIOS DE POSGRADO E INVESTIGACIÓN 
T E S I S 
 
QUE PARA OBTENER EL GRADO DE 
DIRECTOR DE TESIS: DR. GUILLERMO URRIOLAGOITIA CALDERÓN
 DR. GUILLERMO URRIOLAGOITIA SOSA 
P R E S E N T A : 
 
M. en C. CHRISTOPHER RENÉ TORRES SAN MIGUEL 
 
MÉXICO, D.F. 2010 
 
DOCTOR EN CIENCIAS 
CON ESPECIALIDAD EN 
INGENIERÍA MECÁNICA. 
DISEÑO Y MANUFACTURA DE 
ENDOPRÓTESIS PERSONALIZADAS 
 
   
 
 
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Resumen  III 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
RESUMEN 
 
 
 
El presente trabajo muestra el diseño y la manufactura de una hemiartroplastia de cadera de una 
solo pieza, utilizando una metodología completamente asistida por computadora. Primeramente 
se evaluó al paciente en un Tomógrafo Axial Computarizado Helicoidal Multicorte generador de 
tomografías computarizadas en formato DICOM©. Posteriormente se realizó la construcción de 
modelos virtuales para su procesamiento; después se procedió a suavizar las superficies del 
mismo mediante la aplicación programas especializados en construcción y refinado de 
superficies para un obtener un modelo sólido. Haciendo un énfasis en el proceso del correcto 
ajuste del sistema hueso-prótesis se utilizó la técnica de estereolitografía, construyendo modelos 
con una impresora de prototipos rápidos, con la finalidad de determinar el sistema de sujeción y 
una evaluación de la máquinabilidad del implante. Además de la corroboración en el ensamblé 
biomecánico de la articulación femoral; pelvis-prótesis-fémur. Se encuentran documentados 
modelos del fémur, canal medular, pelvis y prototipo de la hemiprótesis. Asimismo, mediante la 
técnica de CAD/CAM, se desarrolló la simulación del proceso de manufactura asegurando la 
fabricación del prototipo. Por otro lado, fue necesario cumplir una serie de protocolos para poder 
procesar la geometría del implante al centro de mecanizado CNC y generar el código NC de 
manera automática. Por último, para la fabricación del prototipo se utilizo en pruebas preliminar 
teflón y Acero inoxidable grado médico, para el prototipo final su utilizo la aleación TiAl6V4. 
 
 
 
 
 
Abstract  IV 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
Abstract 
 
 
 
This thesis showed the design and manufacture of a hemiarthroplasty of the hip of a single piece, 
using a fully computer-assisted methodology. First, the patient was evaluated in an Axial 
Tomography Computed that bring scans in DICOM© format. Later the construction of virtual 
models for processing and then development to smooth surfaces by applying specializes 
programs that could build and refining areas in order to obtaining a solid model. Making an 
emphasis on correct adjustment process bone-prosthesis system was used the technique of 
stereolithography built models with a rapid prototyping printer, in order to determine the restraint 
system and an assessment of the machinability of the implant. In addition to the corroboration the 
assembly of the joint biomechanical femoral prosthesis-femur-pelvis, models are documented 
femoral medullar canal, pelvis and hemiprótesis prototype. Also, using the technique of CAD / 
CAM, developed the simulation of the manufacturing process ensuring the manufacture of the 
prototype. On the other hand, it was necessary to meet a number of protocols to process the 
geometry of the implant to CNC machining center and generate NC code automatically. Finally, 
for the manufacture of the prototype was used in preliminary tests Teflon and medical grade 
stainless steel, for the final prototype it was use TiAl6V4 alloy. 
 
 
 
Dedicatorias  V 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
No renuncio al camino ante la primera dificultad. Aunque me refugio en la ignorancia de los que 
ni siquiera quieren saber que no saben. Doy otro paso firme en mi camino. 
 
 
 
 
Anónimo 
 
Dedicatorias  VI 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
La vida es una oportunidad, aprovéchala. 
La vida es belleza, admírala. 
La vida es beatitud, saboréala. 
La vida es sueño, hazlo realidad. 
La vida es un reto, afróntalo. 
La vida es un deber, cúmplelo. 
La vida es un juego, juégalo. 
La vida es un bien precioso, cuídalo. 
La vida es riqueza, consérvala. 
La vida es amor, gózala. 
La vida es misterio, desvélalo. 
La vida es promesa, cúmplela. 
La vida es tristeza, supérala. 
La vida es un himno, cántalo. 
La vida es un combate, acéptalo. 
La vida es una tragedia, domínala. 
La vida es una aventura, arrástrala. 
La vida es felicidad, merécela. 
La vida es vida, defiéndela. 
 
Madre Teresa de Calcuta 
 
 
Dedicatorias  VII 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
A la mujer que cambio mi vida 
 
Dedicatorias  VIII 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
 
 
Agradecimientos 
 
 
 
 
Al Consejo Nacional de Ciencia y Tecnología 
 
 
 
A la Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica del Instituto Politécnico Nacional 
 
 
 
Y a todas las personas que participaron para la realización de esta tesis 
 
Contenido  IX 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
CONTENIDO 
 
Sip14 
Carta Cesión derechos 
Resumen 
Abstract 
DedicatoriasAgradecimientos 
Contenido 
Índice General 
Índice de Figuras 
Índice de Tablas 
Glosario 
Objetivo General 
Objetivos Específicos 
Justificación 
Hipótesis 
Alcance 
Aportaciones de la tesis 
Originalidad 
Introducción 
 
 
 
 
 
 
I 
II 
III 
IV 
V 
VIII 
IX 
X 
XV 
XIX 
XX 
XXIV 
XXIV 
XXV 
XXVI 
XXVII 
XXVIII 
 
Contenido  X 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Capítulo 1 “Estado del Arte” 
I.1 Introducción 
I.2 Trabajos de Investigación sobre la Biomecánica en la SEPI-ESIME-Zacatenco 
I.3 Estado del arte 
I.3.1 Diseño de prótesis de cadera 
I.3.2 Manufactura de prótesis de cadera 
I.3.3 Técnicas avanzadas en la manufactura de implantes femorales 
I.3.4 Prótesis personalizadas 
I.3.5 Evolución de las prótesis de cadera 
I.3.6 Evaluación clínica de las prótesis de cadera 
I.4 Planteamiento del problema 
I.5 Sumario 
 
2 
3 
16 
16 
21 
24 
25 
26 
31 
37 
41 
Capítulo 2 ”Fundamentos Teóricos” 
II.1 Generalidades 
II.2 Anatomía De La Cadera Y Pelvis 
II.1.1 Anatomía De La Pelvis 
II.2.2 Anatomía Del Fémur 
II.3 Fisiología Articular De La Cadera 
II.3.1 Movimientos De Flexión De La Cadera 
II.3.2 Movimientos De Extensión De La Cadera 
II.2.3 Movimientos De Abducción De La Cadera 
II.3.4 Movimientos De Aducción De La Cadera 
II.4 Factores Musculares En La Estabilidad De La Cadera 
II.4.1 Palanca Abductora 
 
43 
43 
45 
46 
48 
49 
49 
49 
49 
50 
50 
Contenido  XI 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
II.5 Articulaciones 
II.5.1 Articulación De La Cadera 
II.6. Fracturas Subcapitales Y Osteoporosis 
II.6.1 Clasificación De Las Fracturas Del Cuello Femoral 
II.6.2 Tratamiento De Las Fracturas De Acuerdo Con Las Clasificaciones 
II.6.3 Tipos De Prótesis De Cadera 
II.7 Definición De Artroplastia 
II.7.1 Hemiartroplastia De Cadera 
II.7.2 Artroplastia Tumoral De Cadera 
II.7.3 Artroplastia Parcial De Superficie 
II.7.4 Evolución De La Hemiartroplastia Con Y Sin Cemento 
II.7.5 Hemiartroplastia De Cadera Tipo Lazcano 
II.7.6 Pacientes Utilizando Hemiprótesis De Cadera Tipo Lazcano 
II.7.7 Artroplastia De Cadera SLA 
II.8 Técnica De Selección Del Reemplazo Femoral 
II.9 Biomecánica De La Cadera 
II.9.1 Cabeza Femoral. 
II.9.2 Articulación Sacroilíaca 
II.9.3 Cinemática 
II.9.4 Cinética 
II.10 Sumario 
51 
52 
52 
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56 
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63 
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71 
73 
 
Capítulo3 “Diseño de la endoprótesis” 
III.1 Introducción 
III.2. Estructura y Formación del Tejido Óseo [1,2] 
III.3 Estructura del Hueso 
 
 
75 
75 
77 
Contenido  XII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
III.3.1 Hueso Cortical y Trabecular 
III.3.2 Formación del Tejido Óseo 
III.3.3. Propiedades Mecánicas de la Estructura del Hueso 
III.3.4 Propiedades Mecánicas a nivel Macro estructural del Hueso Cortical y Trabecular 
III.3.5 Evaluación de la calidad ósea 
III.3.6 Densitometría ósea 
III.4 Radiología 
III.4.1 Tipos de radiología 
III.4.2 Tomografía axial computarizada TAC 
III.4.3 Métodos de adquisición de datos 
II.4.4 Bases físicas 
III.4.5 Simulación ósea 
III. 5 Metodología utilizada para la reconstrucción ósea 
III.5.1 Refinado del modelo óseo femoral mediante la edición de archivos STL 
III.5.2 Edición de modelo óseo a sólido 
III.6 Consideraciones para el diseño de prótesis personalizada 
III.7 Diseño de prótesis personalizada 
III.8 Modelos rápidos de la prótesis personalizada 
III.9 Sumario 
 
Capítulo IV “Análisis Numèrico de la endoprótesis” 
VI.1 Introducción 
VI.1.1 Descripción del método de elemento finito para análisis estructural 
IV.1.2 Observaciones de trabajos hechos sobre el análisis de esfuerzos en prótesis de 
cadera 
IV.1.3 Exploración de trabajos hechos sobre el análisis de esfuerzos en huesos 
IV.1.4- Contacto Fémur-Prótesis 
VI.1.5 Parámetros propuestos en los Modelos Numéricos 
VI.1.6 Modelos numéricos del cemento en prótesis de cadera. 
VI.1.7 Comportamiento del ciclo de marcha 
IV.2 Condiciones de carga y de frontera. 
IV.3 Casos de estudio para una prótesis personalizada 
77 
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Contenido  XIII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
IV.4 Simulación numérica de una prótesis personalizada 
IV.4.1 Definir geometría 
IV.4.2 Propiedades mecánicas del modelo 
IV.4.3 Tipo de elemento y tamaño de malla. 
III.4.4 Unión de los materiales que componen el sistema hueso-prótesis 
IV.4.5 Aplicación de cargas y restricciones de movimientos 
IV.4.6 Diagrama de cuerpo libre del sistema hueso-prótesis- cadera 
IV.4.7 Análisis estático y obtención de esfuerzos 
IV.5 Casos de estudio 
IV.5.1 Caso 1 “Contacto Fémur-Prótesis” 
IV.5 Caso 2 “Contacto Fémur-Prótesis-Cadera” 
IV.7 Sumario 
 
Capítulo V “AnálisisNumèrico de la endoprótesis” 
V.1 Introducción 
V.2 Procesos de Manufactura de Prótesis 
V.2.1 Forjado de endoprotesis de cadera 
V.2.2 Fundición de prótesis 
V.3 Normalización en los procesos de manufactura de prótesis 
V.4 Maquinas herramientas 
V.5 Manufactura de prótesis personalizada 
V.5.1- Condiciones de corte 
V.5.2 Selección de las herramientas de corte 
V.5.3 Simulación del proceso de manufactura 
V.5.4 Post Procesamiento de la geometría del Prototipo 
V.6 Maquinado del prototipo personalizada 
V.6.1 Maquinado utlizando Teflon 
V.7 Recubrimiento de prótesis para cadera. 
V.8 Sumario 
 
 
 
118 
118 
119 
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144 
144 
145 
146 
149 
Contenido  XIV 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesispersonalizadas 
Conclusiones 
 
Referencias 
 
Anexos 
 
150 
 
154 
 
164 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Contenido  XV 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Índice de Figuras 
 
Capítulo I 
Figura I.1 Relación interdisciplinaria de la Biomecánica 2 
Figura I.2 Aplicaciones de la Biomecánica 2 
Figura I.3 Diversos diseños de prótesis 27 
Figura I.4 Propuesta Bohlman 27 
Figura I.5 Diversas prótesis 28 
Figura I.6 Prótesis de cadera 29 
Figura I.7 Avances prostéticos 30 
Figura I.8 Hemiprótesis. 30 
Figura I.9 Resistentes desarrollos prostéticos 31 
Figura I.10 Esquema de la respuesta biológica adversa generada por las partículas de 
desgaste 
Figura I.11 Longevidad Protética. 
 
32 
 
40 
Capítulo II 
 
Figura II.1 .Organización del capítulo 
Figura II.2 Ejes y grados de la articulación de la cadera 
43 
44 
Figura II.3 Articulación de la cadera 45 
Figura II.4 Sitio de la inserción y origen de los músculos de la cadera 46 
Figura II.5 a) Vista frontal del fémur. b) Vista lateral. c) Vista posterior 47 
Figura II.6 Eje diáfisiario 48 
Figura II.7 Movimientos básicos de la articulación de la cadera y su designación 48 
Figura II.8 Músculos sujetadores y abductores de la cadera 50 
Figura II.9 Apoyo bilateral de la cadera 51 
Figura II.10 Pelvis y articulaciones coxofemorales: corte perpendicular al eje de la pelvis 52 
Figura II.11 Clasificación de Singh del 6 al 1 para osteoporosis de cadera 53 
Figura II.12. a) Hemiartroplastia de cadera b) Clavos de Knowles 54 
Figura II.13 Artroplastia Total de Cadera 56 
Contenido  XVI 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Figura II.14 Hemiartroplastía de Cadera 57 
Figura II.15 Artroplastia tumoral 58 
Figura II.16 Prótesis de superficie 59 
Figura II.17 Hemi prótesis Lazcano Tipo 2, cuello largo 60 
Figura II.18 Sistema lógico de Artroplastia 61 
Figura II.19 Técnica del templete (Pasos del 1 al 5) 61 
Figura II.20 Técnica del templete (Pasos del 6 al 10) 62 
Figura II.21 Verificación de la posición del implante 62 
Figura II.22 Técnica de preparación de un componente femoral 63 
Figura II.23 Arquitectura de las articulaciones del miembro inferior 64 
Figura II.24 Angulo cérvico diafisiaro 65 
Figura II.25 Ángulo cérvico 65 
Figura II.26 Índice de amplitud metafisaria 66 
Figura II.27 Diagrama de fuerzas en cadera 66 
Figura II.28 Diagrama de cuerpo libre de la cadera 67 
Figura II.29 Fase de Apoyo. 68 
Figura II.30 Fase de Balanceo 69 
Figura II.31 A) Esfuerzos calculados en la corteza anteromedial de una tibia de humano 
adulto durante la marcha GT (Golpe de talón); PP (Pie plano); TL (talón levantado); DL 
(dedo levantado); B (balanceo). B) Esfuerzos calculados en la misma región pero a paso 
rápido 
69 
Figura II.32 Distribución de esfuerzos en el cuello femoral sujeto a flexión. Cuando el 
glúteo medio está relajado (arriba), el esfuerzo de tensión actúa en la corteza superior y el 
esfuerzo compresivo actúa en la corteza inferior. La contracción de este músculo (abajo) 
neutraliza el esfuerzo de tensión 
70 
Figura II3.33 Esfuerzos en una tibia de adulto probada durante marcha rápida 71 
Capítulo III 
Figura III.1 Trabéculas de tensión y compresión de la extremidad proximal del fémur 76 
Figura III.2 Daño circulatorio por la fractura. 77 
Figura III.3 Corte longitudinal del fémur 78 
Figura III.4 Escala de Singh 81 
Figura III.5 Índice de Singh 82 
Contenido  XVII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Figura III.6 Zonas de Gruen 83 
Figura III.7 Tomografía axial computarizada helicoidal 84 
Figura III.8 Protocolos de exploración 86 
Figura III.9 Reconstrucción 3D TC Brillance phillips 86 
Figura III.10 Programa computacional Mxliteview 87 
Figura III.11 Programa computacional Scan Ip©. 88 
Figura III.12 Selección de ficheros DICOM© 88 
Figura III.13 Tejido cortical 89 
Figura III.14 Tejido trabecular 90 
Figura III.15 Cadera 3D 91 
Figura III.16 Programa Computacional Copy Cad© 92 
Figura III.17 Superficie sobre nube de puntos 93 
Figura III.18 Edición de triángulos en nube de puntos 93 
Figura III.19 Construcción de superficies 94 
Figura III.20 Construcción y dirección de la malla 95 
Figura III.21 Corte longitudinal del canal medular 96 
Figura III.22 Geometría solida del Fémur 96 
Figura III.23 Planos de trabajo en el hueso trabecular. 99 
Figura III.24 Relación de ángulos hueso cortical- trabecular. 100 
Figura III.25 Prótesis Personalizada 101 
Figura III.26 Sistema Hueso Prótesis 101 
Figura III.27 Corte de la cabeza acetabular. 102 
Figura III.28 Impresora Dimension SST. 103 
Figura III.29 Programa CatalyTex impresión de modelos rápidos 104 
Capítulo IV 
Figura VI.1 Reacción del acetábulo y la acción de los músculos abductores 
Figura IV.2 Deflexiones del fémur en el plano frontal como función de la fuerza Z 
Figura IV.3 Fuerzas aplicadas en el fémur 
Figura IV.4 Apoyo medio en la fase de marcha. 
Figura IV.5 Paquetería ANSYS© ver. 12 
Figura IV.6 Figura IV.6 Prótesis personalizada y fémur importados en ANSYS© ver. 12. 
Figura IV.7 Elemento SOLID 185, las caras del tetrahedro y los nodos 
 
113 
114 
115 
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120 
Contenido  XVIII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Figura IV.8 Elemento SOLID 92, las caras del tetraedro y los nodos. 
Figura IV.9 Prótesis personalizada y fémur importados en ANSYS© ver. 12. 
Figura IV.10 Contacto entre hueso y prótesis (Vastago) 
Figura IV.11 Orientación de la fuerza de reacción de la cadera 
Figura IV.12 Orientación de la fuerza de reacción de la cadera 
Figura IV.13 Esfuerzos en la prótesis 
Figura IV.14 Esfuerzos en el fémur 
Figura IV.15 Desplazamiento de la prótesis 
Figura IV.16 Desplazamiento en el fémur. 
Capítulo V 
Figura V.1 Matrices para forjado de vástago de prótesis femoral total 
Figura V.2 Arboles de coladas 
Figura V.3 MAZAK VTC 16B 
Figura V.4 Sujeción de la pieza terminada para el maquinado 
Figura V.5 Herramientas para el corte. 
Figura V.6 Insertos 
Figura IV.7Herramienta de Desbaste de 2” 
Figura IV.8 Herramienta de desbaste de ¾” 
Figura IV.9 Herramienta de Semiacabado tipo esfera 1/2” 
Figura IV.10 Herramienta de Acabado tipo esfera 3/8 ” 
Figura IV.11 Herramienta de acabado tipo esfera de 1/8” 
Figura IV.12) Ventana principal de Power Mill® 
Figura. V.13) Prótesis personalizada en PowerMil®. 
Figura V. 14 Material a mecanizar 
Figura V. 15 Herramientas de corte 
Figura V. 16 Trayectorias de corte 
Figura V. 17 CNC de 4 ejes Mazak VTC 16B 
Figura V. 18 Desbaste de exceso de material en el cuello femoral 
 
 
 
 
121 
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146 
 
Contenido  XIX 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
Índice de Tablas 
 
Capítulo 1 
Tabla 1.1Tabla 1.2 
Normas ASTM en el diseño de endoprótesis personales Características 
Patentes en el diseño de endoprótesis 
21 
22 
Capítulo II 
Tabla III.1 
Tabla III.2 
Tabla III.3 
Clasificación De Pauwels 
Clasificación De Garden 
Rango de fuerzas sobre la articulación de la cadera 
53 
54 
73 
Capítulo III 
Tabla III.1 Propiedades del hueso trabecular 79 
Capítulo IV 
Tabla IV.1 
Tabla IV.2 
 
Tabla IV.3 
Tabla IV.4 
 
Capítulo V 
 
 
Fuerzas que intervienen en la fase de apoyo medio de la marcha 
Modulo de elasticidad y relación de Poisson de materiales 
biocomaptibles 
Fuerzas y reacciones en el fémur 
Parámetros del sistema hueso-prótesis 
 
Tabla Figura V.1 Especificaciones de Máquina Mazak VTC – 16B 
 
 
 
 
117 
 
120 
124 
125 
 
145 
 
 
 
 
Glosario  XX 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Glosario 
 
Abducción Alejamiento de la línea media. 
Abrasión Las asperezas de la superficie más dura cortan y arañan la superficie más blanda. 
Absorción Captación de líquidos u otras sustancias por piel, superficies mucosas o vasos. 
Acetábulo Cavidad grande en forma de copa en la cual se articula la cabeza del fémur. 
Adhesión Dos superficies comprimidas entre si desprenden partículas cuando entre ambas se produce 
movimiento. 
Aducción Acercamiento hacía el centro o a la línea media. 
Anatomía Estudio de las estructuras de los cuerpos animados y de las relaciones de los diferentes 
órganos, por medio de la disección. 
Antropometría Ciencia y técnica que se encarga de realizar mediciones al cuerpo humano. 
Articulación Sitio de unión entre dos o más huesos del esqueleto. 
Artroplastía Acción de llevar a cabo una cirugía de cadera. 
Biocompatibilidad Convivencia pacífica entre un material externo y un sistema vivo, sin ninguna reacción 
alérgica. 
Biodegradación Descomposición de un material mediada por un sistema biológico. 
Biomecánica 
 
Síntesis entre la biología y la mecánica donde los principios de la mecánica se aplican a 
sistemas biológicos. 
Cadera Región lateral de la pelvis del latín cathedra. 
Chitosan Un polímero natural, obtenido a partir de conchas de moluscos, y los desechos de la industria 
del pescado Tiene propiedades tales como biocompatibilidad, antibacteriano, 
biodegradabilidad y la cicatrización de heridas. 
Cartílago Tejido animal elástico, flexible, blanco o grisáceo, adherido a las superficies articulares óseas. 
Es una variedad de tejido conjuntivo, compuesto de células dispuestas en grupos y contenidas 
en cavidades (cápsulas cartilaginosas) en una sustancia intercelular homogénea. 
Calidad de vida Capacidad para realizar los movimientos que permiten cubrir las necesidades básicas de la 
Glosario  XXI 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
vida tales como: caminar, comer, vestirse, etc. 
Coeficiente de 
fricción 
Relación entre la resistencia a la cortadura y la dureza de penetración; independiente, por lo 
tanto, del área de contacto, de la carga y de la velocidad de deslizamiento. 
Colágeno 
 
Sustancia proteica en forma de fibras que funciona como cemento en la estructura ósea. 
Daño por desgaste Cambios morfológicos producidos por el desgaste en un biomaterial. 
Desgaste Pérdida de material producida por el deslizamiento relativo entre dos superficies en contacto. 
Los materiales en contacto lo hacen solo en los picos de sus asperezas microscópicas y por lo 
tanto, en un área real mucho menor que la aparente, si uno de ellos es dúctil o elástico se 
deformará proporcionalmente a la presión de contacto, aumentando la fricción adhesiva. 
Distal Lejano, alejado de cualquier punto de referencia (normalmente de la cabeza). 
Epífisis Extremo de un hueso largo unido al cuerpo o diáfisis del mismo. 
Etilenglicol: (Sinónimos: Etano-1,2-diol, glicol de etileno, 1,2-dioxietano, glicol) es un compuesto químico 
que pertenece al grupo de los glicoles. El etilenglicol es un líquido transparente, incoloro, 
ligeramente espeso como el almíbar. A temperatura ambiente es poco volátil, pero puede 
existir en el aire en forma de vapor, el etilenglicol es inodoro pero tiene un sabor dulce. Se 
fabrica a partir de la hidratación del óxido de etileno (epóxido cancerígeno). 
Fascia Capa o tejido conectivo que cubre a los músculos. 
Fisiología Estudio del funcionamiento de los órganos y de los tejidos de los seres vivos (del griego 
physis, naturaleza y logos, estudio). 
Fluido sinovial Fluido lubricante secretado por la membrana sinovial de una articulación. 
Fosfatos Cálcicos Son llamadas cerámicas bioactivas, ya que se fijan químicamente al hueso. Básicamente se 
usan dos tipos: el fosfato tricalsico y la hidroxiapatita sintética, que tienen propiedades 
biológicas muy distintas. El primero, con formula Ca3(Po4)2, tiene una relación calcio- 
fosfato de 1.5 a 1 y es biodegradable por una combinación fisicoquímica y fragmentación. Sus 
características in vivo son variables. 
Glicoproteínas Son moléculas compuestas por una proteína unida a uno o varios hidratos de carbono, simples 
o compuestos. Tienen entre otras funciones el reconocimiento celular cuando están presentes 
en la superficie de las membranas plasmáticas. 
InVitro Que se observa dentro de un tubo de ensayo, experimento que se hace fuera del organismo 
Glosario  XXII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
viviente. 
In vivo Dentro del organismo viviente. 
Inserción Lugar en que se fija un musculo a un hueso que se mueve. 
Intertrocantéreo Localizada entre los trocánteres mayor y menor. 
Ligamento Banda o placa de tejido firme compacto fibroso que sirve para unir dos huesos. 
Lesión Toda discontinuidad de tejido, patológica o pérdida de función de una parte. 
Marcha Modo de transportación en el cual al menos uno de los pies está en contacto con el suelo todo 
el tiempo. 
Material bioactivo Material diseñado para estimular o modular una actividad biológica específica. 
Medial Perteneciente al centro, más cerca del plano medio del cuerpo. 
Metástasis Aparición de uno o más focos de enfermedad de un órgano o parte, a otra sin conexión directa 
con ella, en forma secundaria. 
Metáfisis Parte ancha de la extremidad de la diálisis. 
Organosilicona son compuestos organicos que contienen bonos carbono silicio, la organosilicona química es la 
ciencia que se encarga de explorar sus propiedades y reactividad 
Ortopedia Rama de la medicina que se encarga de prevenir o de corregir deformaciones humanas del 
sistema neuro-músculo-esquelético, por medio de aparatos especiales o ejercicios especiales o 
ejercicios corporales. 
Osteocondución Se define como el proceso que sostiene el crecimiento de capilares, tejidos perivasculares y 
células osteoprogenitoras, en la estructura tridimensional de un implante o injerto. 
Osteoclasto Célula encargada de la resorción y destrucción del tejido óseo. 
Osteogenesis El término ha ido evolucionando con la expansión de la ingeniería tisular y una manera simple 
de entender el proceso es la regeneración del hueso a partir de osteoblastos. 
Osteoindución Fue un concepto inducido por Urist en 1965, y que hoy en dia se entiende como proceso que 
promueve la mitogenesis de las células mesequimales indiferenciadas, conduciendo a la 
formación de células progenitoras, con capacidad para formar hueso nuevo. 
Osteointegración Establecimiento de continuidad fisicoquímica entre el implante y la matriz ósea. 
GlosarioXXIII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Osteólisis Absorción o destrucción del hueso. Disolución de los componentes minerales del hueso 
Osteoporosis Enfermedad caracterizada por disminución anormal de la densidad ósea y una consecuente 
pérdida de resistencia. Se cree que en este padecimiento hay un trastorno en la formación de 
matriz ósea. Afecta principalmente a las mujeres y suele presentarse después de la menopausia 
o en la vejez. 
Perno 
 
Nombre que se le da a la probeta sobre el cual se le aplica la carga en la máquina denominada 
pin on disk perno sobre disco. 
Proximal Más cerca, con cualquier punto de referencia. 
Prótesis Partes artificiales que sustituyen una parte del cuerpo con el propósito de restaurar alguna 
función. 
Resorción Pérdidas de sustancias por medio fisiológico o patológico. 
Respuesta del 
huésped 
Reacción de un sistema vivo ante la presencia de un material. 
Reticulación De igual manera que la vulcanización implica la formación de una red tridimensional formada 
por la unión de las diferentes cadenas poliméricas. 
Tendón Cordón fibroso de tejido conectivo, en el cual terminan las fibras y mediante él se conectan el 
músculo y el hueso. 
Tetraetilo 
orthosilicate: 
Es el compuesto químico con la formula Si (OC 2 H 5) 4. A menudo abreviada TEOS, se utiliza 
principalmente como un agente de reticulación de los polímeros de silicona. 
Valgo Desviación hacia afuera (apertura mayor que la promedio). 
Varo Desviación hacia adentro (apertura menor que la promedio). 
 
Objetivos  XXIV 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
OBJETIVO GENERAL 
 
Desarrollar e implementar un proceso metodológico que permita diseñar y manufacturar 
endoprótesis personalizadas para el fenotipo mexicano: mediante modelos de tejidos 
humanos vivos y la consideración de los materiales correctos de la prótesis al ser estos 
sometidos a la acción dinámica del sistema de fuerzas generadas durante la actividad 
motora. 
 
OBJETIVOS ESPECÍFICOS 
 
• Identificar la normativa internacional que rige el diseño, manufactura y ensayo 
de este tipo de prótesis. 
• Crear normativas de diseño, manufactura y ensayos, según estándares 
internacionales. 
• Optimizar la infraestructura necesaria para la manufactura de prototipos. 
• Desarrollar un modelo tridimensional real del sistema hueso-prótesis a partir de 
imágenes médicas. 
• Fabricar un prototipo personalizado para el reemplazo parcial de cadera. 
• Establecer el umbral de carga que garantice la continuidad del fenómeno 
remodelación ósea, sometido a la acción dinámica de la locomoción humana. 
• Implementar los modelos de Standford y Zaragoza de remodelación ósea en la 
interfase hueso prótesis. 
Justificación  XXV 
 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas  
 
 
JUSTIFICACIÓN 
 
 
Hoy en día, en México no existe ninguna prótesis a la medida para los pacientes que requieren 
la sustitución parcial o total del fémur. Por otro lado, todas las prótesis comerciales que están 
disponibles en el mercado nacional siendo estos los modelos Lazcano con cuello cortó y con 
cuello largo respectivamente son llevadas a cabo por Manufacturas Solco S.A de C.V. 
En México, se realizan estudios sobre diseños extranjeros y su aceptación en pacientes tratados 
con artroplastia de cadera. La investigación y manufactura de diseños nacionales lleva poco 
tiempo en nuestro país debido a la implementación de metodologías un tanto limitadas puesto 
que no se tenía suficientes herramientas integrales para el control y desarrollo de los 
procedimientos adecuados. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Hipótesis  XXVI 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
 
HIPÓTESIS 
 
La fabricación de hemiprótesis de cadera a la medida del paciente, permitirá reducir los tiempos 
de espera, así como las molestias y el dolor post-operatorio, reducir la migración que produce la 
acción de la prótesis en el hueso. Por otro lado, se pretende aumentar la precisión y exactitud de 
los implantes de cadera con la información proporcionada por los cirujanos adscritos al Hospital 
Regional 1º de Octubres del ISSSTE; que colaboran al proporcionar hasta el momento con 40 
casos de cadera para el diseño y la construcción de estos dispositivos. Además, la combinación 
del MEF y programas computacionales especializados que son utilizados en a la construcción del 
modelo tridimensional, así como con la evaluación de los esfuerzos del sistema hueso-prótesis y 
la simulación del proceso de producción, simplificarán la manufactura y proporcionarán la 
información necesaria para establecer una metodología para la elaboración de estos mecanismos, 
y así extrapolar esta sistematización a otras prótesis biomecánicas. 
Alcance  XXVII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
ALCANCE 
 
Diseño y manufactura de prototipos personalizados, fabricados con materiales biocompatibles 
(Acero inoxidable, Ti Al4 V6 y aleaciones de cobalto-cromo-molibdeno). 
 
APORTACIONES DE LA TESIS 
 
Implementar el desarrollo del modelo de un sistema articulado para el remplazo de la cabeza 
femoral en la cadera humana. 
 
ORIGINALIDAD 
 
La particularidad de este trabajo radica en la manufactura de un dispositivo protésico a partir de 
imágenes médicas, que será sometido al umbral de cargas de la locomoción humana y a partir del 
cual, mediante un modelo de interacción numérico-experimental se obtendrá el modelo 
personalizado aplicable para cada paciente específico, tomando encuentra la forma de generar 
remodelacion osea. Desarrollo de un método nuevo para la solución al problema de la duración 
de prótesis en la patología de coxartrosis. 
 
 
 
 
 
 
 
Introducción  XXVIII 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
INTRODUCCIÓN 
 
Desde una perspectiva general, la metodología que se propone para esta investigación, es innovar 
un procedimiento para manufacturar endoprótesis completamente específicas para cada paciente, 
desde su geometría hasta la patología en la que son empleadas. Es evidente, que a lo largo de 
esta disertación es necesario mencionar aspectos biológicos, biomecánicos, técnico-numéricos y 
técnico-experimentales para la descripción y asimilación de los puntos de mayor relevancia que 
conduzcan al propósito general, que es la creación de una serie de pasos estructurados que sean 
el eslabón entre ellos, en otras palabras, el diseño y la manufactura referidos al prototipo final de 
una hemiprótesis de cadera personalizada no olvidando la parte de la evaluación médica que 
examine los tratamientos que se están generando. En la figura 1, se describe e interpreta la 
distribución de esta tesis. 
 
Capítulo 1 
 Estado del arte 
 
 
 
Hemiprótesis de cadera 
 
 
 
 
 
 
Capítulo 1 “Estado del arte” 
 
En este capítulo se hace un análisis del estado en el que se encuentra el desarrollo del diseño y 
manufactura de prótesis personalizadas, así como, de los recursos tecnológicos que suministran 
las áreas de ingeniería para su realización. 
 
Referencias Capítulo 2 
Fundamentos Teóricos 
Análisis de resultados y 
Trabajos futuros Capítulo 3 
Diseño de Endoprótesis 
 Capítulo 5 
Manufactura de Endoprótesis 
Capítulo 4 
Análisis de EndoprótesisIntroducción  XXIX 
 
 Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Capítulo 2 “Fundamentos Teóricos” 
En este capítulo se aborda la patología, el fundamento biomecánico y materiales para el diseño, 
análisis estructural y manufactura de las prótesis, Así como las ecuaciones constitutivas que 
describen las propiedades de los tejidos óseos, los materiales y aleaciones utilizados para su 
elaboración 
 
Capítulo 3 “Diseño de la endoprótesis” 
A partir de tomografías computacionales seleccionadas por el personal médico y mediante la 
ayuda de los siguientes programas computacionales especializados (ScanIp©, CopyCad©, 
PowerShape©) se reproduce la geometría femoral, obteniendo información sobre dimensiones y 
áreas de trabajo de un paciente con afectación de coxartrosis de cadera. El siguiente paso es, 
proceder a la construcción y diseño de las endoprótesis según sea el caso, sin omitir las posibles 
variables biológicas. Mediante técnicas de esteriolitografía, se reproducen los modelos 
biológicos de hueso femoral y cadera; Todo esto se logra con el equipo de prototipos rápidos 
“Dimension sst1200” y el programa computacional Catalix©, 
 
Capítulo 4 “Análisis de las Endoprótesis” 
Se analiza el estado de esfuerzos y la integridad estructural de las endoprótesis extrapolando las 
geometrías de los sistemas, mediante el programa computacional (ANSYS©). 
 
Capítulo 5 “Manufactura de la endoprótesis” 
El siguiente paso es utilizar el programa computacional para la simulación de procesos de 
maquinado (PowerMill©) con el cual se construyen las trayectorias del maquinado, con la 
finalidad de enviar cadenas de datos al centro de mecanizado MAZAK VT-16B, para obtener los 
prototipos adecuados. 
 
Capítulo 6 “Análisis de resultados y Trabajos futuros” 
Los resultados esperados son la disminución de fallas en prótesis de cadera. Además, contar con 
todo el proceso para su elaboración ya establecida, que se encuentra asentado en las normas 
mexicanas. 
 
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Capítulo I 2 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
I.1.- Introducción 
Garzón y colaboradores [2009] señala que la Biomecánica es el cuerpo de conocimientos que 
utilizando las leyes de la Física y de la Ingeniería, describe los movimientos efectuados por los 
distintos segmentos corporales y los agentes externos actuantes sobre estas mismas partes, 
durante las actividades normales de la vida diaria. En otras palabras, se podría adelantar una 
definición de la Biomecánica, como la ciencia que aplica las leyes del movimiento mecánico en 
los sistemas vivos, especialmente en el aparato locomotor, que intenta unir en los estudios 
humanos la Mecánica al estudio de la Anatomía y de la Fisiología (Figura I.1). Asimismo, que 
cubre un gran abanico de sectores a analizar desde estudios teóricos del comportamiento de 
segmentos corporales a aplicaciones prácticas en la vida diaria [Aguado, et al., 1995]. 
 
 
 
 
 
 
 
Figura I.1.- Relación interdisciplinaria de la Biomecánica. 
 
Mientras que Enderle y asociados [1992] señala que uno de los primeros científicos en 
conceptualizar mediante modelos matemáticos los fenómenos fisiológicos fue Galileo Galilei. A 
partir de sus observaciones sistemáticas, midió el ritmo cardíaco por comparación de éste con los 
sucesivos sonidos de un péndulo sincrónico. Así como, utilizando los principios de medida de 
Galileo, William Harvey, describió las propiedades de la sangre al ser distribuida. Debe apuntarse 
que el español Miguel Servet describió la circulación pulmonar un cuarto de siglo antes que 
Harvey. Otro colega de Galileo, Santorio estudió el fenómeno denominado Perspiratio 
insensibilis (la pérdida de agua en el cuerpo). Descartes, sugirió que los sistemas físicos, incluido 
el cuerpo humano, eran regidos por las mismas leyes universales. Leonhard Euler, utilizó las 
leyes de Newton para obtener las ecuaciones diferenciales necesarias para describir la 
propagación de ondas en arterias. Thomas Young, estudió la formación de la voz humana, la cual 
identificó con un modelo de elasticidad de materiales. Young también trabajo en la teoría sobre la 
luz y el color, lo cual le permitió desarrollar lentes para el astigmatismo. Hermann Ludwig 
Capítulo I 3 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
Ferdinand von Helmholtz, es considerado el padre de la bioingeniería; diseñó lentes, calculó la 
geometría del ojo humano, estudió el mecanismo de audición, determinó la velocidad de un pulso 
nervioso y mostró que el latido cardíaco es una importante fuente de calor. Entrando ya en el 
siglo XX se encuentran numerosos aportes a la concepción matemática del cuerpo humano, entre 
los que cabe destacar a Archibald Vivian Hill, describió el funcionamiento del sistema muscular 
(Figura I.2). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura I.2.- Aplicaciones de la Biomecánica 
 
I.2.- Trabajos de investigación sobre Biomecánica en la SEPI-ESIME-Zacatenco 
En el diario quehacer de la investigación, en la Sección de Estudios de Posgrado e Investigación 
de la Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica, Unidad Adolfo López Mateos 
Zacatenco, se han estado desarrollando estudios desde hace 18 años sobre fenómenos que 
corresponden a las áreas de Biomecánica y Bioingeniería. Estos trabajos juegan un papel 
relevante en la realización y divulgación de estos estudios numérico-experimentales y donde se 
proponen soluciones que nacen de una necesidad real ubicada en el sector salud (ISSSTE/IMSS). 
Para tal caso cuenta con 11 tesis de doctorado, 8 tesis de maestría y 1 de licenciatura. Lo anterior 
demuestra, el gran impacto en la generación de soluciones a diversos casos de estudios y se 
estipulan 5 líneas de acción, siendo estas con base en la investigación de Villa y colaboradores 
[2007]: 
 
• Miembro inferior. 
Capítulo I 4 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
• Columna vertebral. 
• Regeneración ósea. 
• Miembro superior. 
• Flujos biológicos. 
 
Dentro de los trabajos realizados sobre miembro inferior se encuentra: 
 
•• Biomecánica de una prótesis no convencional para cadera.- El caso que fue 
analizado en este trabajo de investigación fue el de una prótesis no convencional para 
cadera, la cual se usa predominantemente para el tratamiento de los tumores óseos 
que afectan la porción superior del fémur. Este implante fue desarrollado en el 
servicio de tumores óseos del Instituto Nacional de Ortopedia y ha sido empleado en 
un número reducido de casos. Este dispositivo cuenta con un sistema de pernos 
bloqueadores, los cuales evitan los movimientos de rotación alrededor del eje 
longitudinal, al tiempo que transmiten la carga al hueso en la porción que queda por 
debajo del corte quirúrgico. No obstante se han obtenido buenos resultados con su 
uso, no se han realizado estudios biomecánicos que aseguren que su configuración 
actual es la mejor. Para abordar el problema se construyó, en primera instancia, un 
modelo mediante elMétodo del Elemento Finito, de un fémur intacto, con el 
propósito de obtener una mejor compresión de la metodología y para que sirva como 
una referencia. Es deseable, después de la aplicación de una prótesis o implante, que 
el hueso reciba el mismo estímulo mecánico que obtiene en estado normal. La 
geometría del hueso se determinó por medio de 60 cortes tomográficos obtenidos de 
un fémur perteneciente a un voluntario masculino con 27 años de edad, 
aparentemente sano, de 1.74 m de estatura y 70 kg de peso. Después se digitalizaron 
dichos cortes y los datos obtenidos se empleó un paquete de cómputo dedicado en el 
desarrollo de análisis mediante el método del elemento finito. En cuanto a la prótesis 
esta se dibujo por medio de un paquete de cómputo CAD. Para el primero de los dos 
modelos (fémur intacto) se consideraron un total de cuatro fuerzas externas, 
correspondientes a la reacción de la cadera y los tres paquetes musculares más 
representativos en la fase de apoyo medio del ciclo de marcha (caminar normal). En 
el segundo modelo se integraron la parte del hueso que quedaría después de una 
Capítulo I 5 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
resección (corte) y la prótesis, enseguida se analizaron diversas posibilidades 
variando la ubicación de los pernos bloqueantes. Con los modelos resueltos se 
obtuvieron los patrones de esfuerzos resultantes de acuerdo a la teoría de falla de von 
Mises. En el primer caso con el objeto de establecer el papel que juegan los músculos 
para modificar el comportamiento del hueso cuando es sometido a las solicitaciones 
que el acto de caminar demanda. Adicionalmente, se comparó el modelo del hueso 
intacto contra resultados experimentales (fotoelasticidad reflectiva), encontrándose 
concordancia entre ambos métodos. En el segundo caso, se estudió el efecto de 
cambiar de ubicación los pernos bloqueantes [Carbajal, 1999]. 
 
•• Análisis fotoelástico del estado de deformaciones de un hueso humano bajo 
carga.- En esta disertación se analizaron los esfuerzos y deformaciones en el 
componente femoral de una prótesis de Charley® para cadera, cuando se aplican 
cargas fisiológicas. A partir de radiografías simples se determino la geometría 
bidimensional del fémur y se analizó la respuesta a cargas que corresponden a la 
etapa de apoyo medio de la marcha. Se utilizo el Método del Elemento Finito, 
asimismo, fue elegida la prótesis adecuada según las dimensiones del fémur. De 
igual forma se desarrollaron 6 espesores de capa de cemento las cuales varían de 
1mm a 6 mm. Como resultado de éste análisis numérico se resuelve que los esfuerzos 
para el hueso fueron similares a los correspondientes al fémur intacto, de los 
espesores de la capa de cemento estudiado, el de 3 mm presenta menores esfuerzos 
para la prótesis y el cemento. Con base a estos resultados recomiendan el uso de 
espesores entre 3mm y 4 mm [Feria, 1999]. 
 
•• Diseño de un distractor externo para artrodiastasis de rodilla.- Este trabajo 
presenta el desarrollo, aplicación, optimización y estudio mecánico de un distractor 
externo para artrodiastasis de rodilla, siendo éste un sistema de distracción mecánica 
para artrodiastasis y deflexión gradual de rodilla contracturada. El prototipo consistió 
de las siguientes partes principales: una barra de distracción, dos soportes para los 
tornillos Schanz que con respecto a la barra tienen rotación y angulación, y 
desplazamiento solo uno. El distractor para la artrodiastasis se colocó en el paciente 
fijándose rígidamente a dos tornillos Schanz de 6 mm de diámetro insertados en la 
Capítulo I 6 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
rodilla. El distractor se colocó a la rodilla izquierda de un primer paciente de 26 años 
de edad con ambas rodilla contracturadas en flexión de 100º-110º, del lado externo 
previa capsulotomia posterior y durante trece semanas se dio una distracción de 20 
mm y una deflexión completa con tracción esquelética, aplicando carga 
gradualmente (9.81 a 49 N) a un tornillo transfictivo insertado en la parte 
metadiafisiaria distal de la tibia (paciente en decúbito dorsal). Se realizó un estudio 
biomecánico, se optimizó el diseño y se manufacturo un distractor, que funcionará 
como distractor propiamente o también como tensor, y se realizó un estudio 
mecánico en una máquina universal de ensayos Instron 4502 de 10 kN de capacidad, 
para asegurar su estabilidad mecánica durante su aplicación en el paciente [Damián, 
1999]. 
 
• Estudio de un espaciador para el tratamiento de tumores de rodilla por medio de 
elementos finitos y su análisis por métodos estadísticos.- En la presente 
investigación se muestra el desarrolló un espaciador para tumores óseos en rodilla, 
Los resultados reportan deformación en la zona donde se colocan los pernos tanto del 
fémur como de la tibia así como aflojamiento del implante. En este trabajo se realizó 
un modelo de elementos finitos, pruebas de convergencia y un proceso robusto del 
implante para investigar los esfuerzos de los pernos cuando se ubican en diferentes 
sitios en el hueso cortical, así como el análisis biomecánico del implante con dos 
diferentes materiales (acero inoxidable 316 LVM grado médico y una aleación de 
titanio Ti-6Al-4V). Los resultados muestran que la mejor ubicación de los pernos en 
el fémur para el perno proximal es a 10 cm y para el perno distal es a 7.4 cm del 
espaciador, los pernos de la tibia se colocan a 4 cm el perno proximal y a 6.5 cm el 
perno distal. El material que nos ofrece el mejor comportamiento biomecánico para 
el espaciador es la aleación de titanio [Araujo, 2006]. 
 
•• Optimización del diseño del componente femoral de una prótesis no convencional 
bloqueada para cadera.- El objetivo de este trabajo de investigación fue establecer 
los parámetros del diseño que mejoren la estabilidad de un implante de cadera auto-
bloqueado no convencional mediante el método del elemento finito (MEF). Se 
realizaron 5 casos de estudio en los cuales se perturban los parámetros del diseño del 
Capítulo I 7 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
implante, estudiando el impacto del desempeño del sistema hueso-prótesis y con esto 
se estableció la configuración que presenta la mayor estabilidad del conjunto. La 
validación experimental de los resultados obtenidos, revela que la distribución de los 
esfuerzos por ambos métodos tiene un alto grado de similitud. Los resultados 
muestran que los parámetros óptimos son los que presentaron el perno proximal a 
50mm del sitio de la osteotomía, el perno distal a 25 mm del proximal, el vástago de 
300mm de largo. La presencia de la camisa mejora el desempeño mecánico del 
implante inmediatamente después de su colocación, sin embargo cuando el tiempo 
transcurre y el hueso crece a través de las ventanas de la camisa, el comportamiento 
de la prótesis presenta una disminución ligera de su estabilidad [Domínguez, 2003]. 
 
•• Estudio del aflojamiento aséptico de prótesis de cadera debido al desgaste.- En este 
trabajo, se estudio el aflojamiento por desgastes de prótesis de caderas cementadas 
tipo Charnely®, el análisis principal está orientado a la región del acetábulo y 
componente femoral. El desarrollo de la investigación se da en pacientes típicas 
mexicanas de edad avanzada con fracturas de cuello de fémur. Se utilizaron técnicas 
numéricas empleando el método del elemento finito como herramienta de análisis y 
las experimentales fueron llevadas a cabo conuna máquina perno sobre disco 
cuantificando el volumen de desprendimiento del material por pérdida de peso en 
condiciones secas y lubricadas, realizando pruebas para determinar el 
comportamiento de los materiales de la prótesis, acero inoxidable ASTM 316l (NMX 
316). Fue desarrollado un modelo de pelvis humana con base a las características 
morfológicas logrando obtener la distribución de los esfuerzos en el componente 
acetabular. Con la finalidad de conocer la carga aplicada, las condiciones de carga, 
diámetro y espesor del acetábulo, fue realizada una revisión bibliográfica de 
literatura especializada para establecer los parámetros ya mencionados con base a la 
morfología del fenotipo mexicano. Las diferentes rutinas y las condiciones de carga 
que se presentan durante la marcha del paciente, asimismo el movimiento relativo 
entre la prótesis y el hueso en condiciones cementadas, incrementa el proceso de 
aflojamiento. Los resultados de este estudio muestran una metodología numérico-
experimental, la cual permite el estudio del comportamiento de los componentes 
femorales típicos de pacientes mexicanos. De la misma manera el volumen de 
Capítulo I 8 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
desgaste encontrado corresponde a una sola fase de la marcha, finalmente se puede 
concluir en términos experimentales la interpretación geométrica de la zona de 
contacto que se presenta en la interface pelvis-copa acetábular-prótesis [Feria, 2006]. 
 
•• Análisis experimental del desgaste en polietileno de ultra alto peso molecular y 
acero inoxidable 316L empleados en prótesis de coxofemorales.- En este trabajo se 
realizó el análisis experimental del desgaste de materiales empleados en prótesis 
coxofemorales. Los efectos conocidos como debris son analizados 
experimentalmente con una máquina tribológica de configuración perno sobre disco. 
Se analizó la perdida de desgaste con el método de gravimetría mediante ensayos con 
agua destilada y suero bovino como lubricantes. Además, para el análisis de muestras 
se empleó métodos de interpolaciones trigonométricas en este caso se emplea el 
método de mínimos cuadrados. Los resultados muestran aportaciones en los 
materiales empleados en la manufactura de estas prótesis [García, 2009]. 
 
•• Diseño y desarrollo de una prótesis flex-foot.- En este trabajo de investigación se 
diseña y desarrolla una nueva prótesis transtibial Flex-Foot®, para lo cual se aplica el 
Método del Elemento Finito y posteriormente se procede a su manufactura. La 
importancia del diseño de esta prótesis radica en el aumento de las amputaciones 
transtibiales, que actualmente se encuentra entre 30,000 y 40,000 en los últimos 15 
años, de los cuales el 1.2% las utiliza para actividades deportivas tales como carreras 
de velocidad. El proceso de diseño está basado en la metodología de Biomecánica 
con la cual es posible formar una analogía entre las partes que conforman la pierna y 
los elementos mecánicos básicos. Con los datos obtenidos fue posible llevar a cabo la 
simulación de su manufactura mediante el uso del software ABAQUS 6.7. Con este 
análisis numérico se pudo determinar los esfuerzos ocasionados por contacto y el 
adelgazamiento del material de la prótesis. Una vez determinadas las características 
de la prótesis se llevó a cabo su manufactura física, la cual consistió en un proceso de 
doblado, recocido, pulido y colocación de suela. Para la evaluación del desempeño 
del prototipo fue necesaria la fabricación del socket, acorde a las dimensiones del 
paciente, y la sujeción de la pierna protésica al mismo. Finalmente se observó que la 
Capítulo I 9 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
prótesis presenta características tales como una robustez, tamaño y proporción 
apropiada, así como bajo nivel de ruido entre otros [Valencia, 2009]. 
 
•• Manufactura de una prótesis parcial de cadera.- Presenta el estudio del proceso de 
manufactura de una prótesis tipo Charnley®. Dentro de las etapas de fabricación, se 
observa que parten de la premisa del cálculo de forja del prototipo terminando este 
en un centro de mecanizado para dar acabado al vástago de la prótesis, y posterior la 
manufactura de la cabeza femoral. Por último, dentro del proceso se muestra un 
estudio económico concluyendo con costos bajos de producción [Márquez, 2006]. 
 
•• Diseño mecánico de una máquina pata terapia de movimiento continuo pasivo 
continuo de la rodilla.- Este trabajo de investigación muestra la metodología para el 
diseño mecánico de una máquina para terapia de movimiento pasivo continuo en la 
rodilla. Posteriormente se describen los procesos de manufactura necesarios para la 
fabricación de cada una de las piezas de la máquina, se menciona el proceso para 
formar los subensambles y el ensamble completo de la máquina. Para el análisis del 
mecanismo se utilizaron métodos gráficos y analíticos utilizando tres posiciones del 
mecanismo para determinar la longitud y las coordenadas del punto de rotación del 
eslabón restante. Los resultados muestran el análisis de los cálculos correspondientes 
a las velocidades, aceleraciones y fuerzas que intervienen en los eslabones y las 
articulaciones del mecanismo los cuales fueron necesarios para la fabricación de la 
máquina [Chávez, 2009]. 
 
Por otro lado, los trabajos sobre vertebras son los siguientes trabajos: 
 
• Estudio biomecánico experimental del sistema Dufoo para columna lumbar 
lesionada. La columna humana es una estructura compleja cuyas funciones son 
proteger la medula espinal y transferir cargas de la cabeza y tronco a la pelvis; está 
compuesta por 29 vertebras. Las patologías comunes de la columna son 
deformidades, lesiones degenerativas, lesiones tumorales y lesiones traumáticas. Los 
sistemas de fijación interna de columna consisten de tornillos perpendiculares que se 
insertan a los pedículos y se fijan a un elemento longitudinal, el sistema Dufoo para 
Capítulo I 10 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
columna es un fijador interno posterior bilateral que consiste de tornillos pediculares, 
barras longitudinales, conectores, barras transversales, tornillos y tuercas, todo de 
titanio aleado. Para el estudio del sistema Dufoo se preparó un modelo experimental 
formado por dos discos de nylacero a los cuales se fijo dicho sistema dejando un 
espacio entre discos para presentar, en el peor escenario clínico una corpectomía, 
lumbar, aplicando los tres tipos de carga que anatómicamente soporta la columna 
lumbar humana, de flexión - compresión, de flexión lateral y de torsión. Para un 
ensamble rápido y seguro modelo experimental, se desarrolló una nueva metodología 
que no se ha reportado en la bibliografía internacional. Para los tres tipos de ensayos 
se incluyo la medición del torque de aflojamiento necesario para el desmontaje del 
modelo experimental después de ser ensayado, lo que permitió determinar el 
comportamiento mecánico de los mecanismos de conexión del sistema Dufoo. La 
aplicación de la estadística descriptiva y comparativa permitió evaluar el grado de 
dispersión de resultados, y por tanto, el grado de tolerancias dimensionales 
conseguidas en la manufactura [Damián, 2003]. 
 
• Análisis Biomecánico del disco intervertebral para establecer su contribución en la 
inestabilidad de las fracturas.- Esta disertación presenta un estudio realizado 
conjuntamente entre el Instituto Politécnico Nacional en su Sección de Estudios de 
Posgrado e Investigación(SEPI-ESIME Zacatenco) y el Hospital General de la Villa 
(Área de Columna). El objetivo del estudio, fue establecer la importancia de la 
función mecánica que tiene un disco intervertebral con daño físico, y cómo influye 
en la estabilidad de la columna vertebral. El estudio se centró en la región lumbar de 
la columna, específicamente en las vértebras L2-L3-L4, los especímenes de prueba 
utilizados para el análisis experimental son de origen animal (porcinos). Los casos 
estudiados corresponden a un espécimen sano, que se toma como referencia, y a 
cuatro especímenes que simulan un daño físico en el disco intervertebral (DIV), el 
daño fue representado en cuatro cuadrantes definidos que son: anterior, posterior, 
lateral derecho y lateral izquierdo. Todos los especímenes fueron ensayados a carga 
axial de compresión que simulan las condiciones reales a las que se encuentran 
sometido el disco intervertebral. De esta manera, se pudo establecer la función 
mecánica del disco intervertebral en la distribución y transmisión de carga, cuando 
Capítulo I 11 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
éste se encuentra sano, o cuando presenta algún tipo de daño físico en su estructura, y 
de qué forma repercute en la estabilidad de la columna vertebral. El estudio 
experimental se llevó a cabo mediante el uso de la técnica fotoelástica reflectiva, 
mientras que para el estudio numérico se empleo el método de elementos finitos a 
través del un programa de computo comercial. Los resultados obtenidos indican que 
una lesión en el cuadrante anterior del disco intervertebral puede propiciar molestias 
serias en el paciente, y por lo tanto, se recomienda su total extirpación, sugiriendo 
como alternativas, el uso de injertos o prótesis de disco, con algunas reservas en su 
uso [Rodríguez, 2007]. 
 
• Análisis numérico de las cervicales C3-C7 asociado al problema del latigazo 
cervical. El presente trabajo, se desarrolló la optimización del tratamiento quirúrgico 
corporectomía, la cual es una técnica médica necesaria para sustituir uno de los 
cuerpos vertebrales dañados, y que normalmente requiere de abordajes por las vías 
anterior y posterior, empleando fijadores tales como: Placas cervicales, barras 
rígidas, alambre y tornillería diversa. Cuando se lesionan las zonas cercanas a los 
puntos de transición (C7 y T12). Se generó un modelo de elementos finitos 
representativo de las cervicales C3-C5, el injerto óseo, la placa cervical de carga de 
compresión, los desplazamientos existentes entre el cuerpo vertebral de las cervicales 
C3 y C5, y el injerto que ocupa el espacio de la cervical C4. Se planteó los 
procedimientos para instrumentar vértebras porcinas en la unidad de carga C3-C5, la 
cual reproducirá el efecto deseado y contribuirá a validar las simulaciones numéricas 
realizadas [Beltrán, 2007]. 
 
• Diseño de una prótesis articulada para disco intervertebral.- En este trabajo se 
propuso el diseño de una prótesis de disco intervetebral, el cual se baso en una 
metodología de una analogía entre las partes que conforman la columna vertebral, 
sus elementos mecánicos fundamentales y los rangos de movimientos dentro de los 
límites fisiológicos funcionales en asociación con las estructuras anatómicas 
adyacentes. Los resultados muestran que los niveles de esfuerzos máximos en las 
placas que están en contacto con las vertebras es de 6 kN, mostrando que estos se 
encuentran por debajo del esfuerzo de cadencia del hueso cortical, el cual es de 8.2 
Capítulo I 12 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
MPa. Por último, asimila que los niveles de carga mayores a cien kilogramos 
producidos por un traumatismo pueden ser soportados por la muelle tipo rotula del 
dispositivo protésico, el cual fue analizado mediante el método del elemento finito 
[Beristain, 2010]. 
 
• Caracterización de vertebras porcinas para su uso en aplicaciones Biomecánicas. 
El presente trabajo consiste determinar las propiedades mecánicas en vértebras 
porcinas de la zona lumbar (L3-L4-L5) obtenidas de cerdos machos jóvenes con un 
promedio de 18-24 meses de edad, un peso aproximado de 60-80 kg y con no más de 
24 hrs post mortem, con la finalidad de comparar éstos resultados con los 
correspondientes a las propiedades mecánicas de vértebras humanas; y así poder 
establecer las similitudes entre ambas. El tamaño de muestra es n = 6 y se realiza a 
la unidad funcional, al cuerpo vertebral y al disco intervertebral. Se efectuaron 
pruebas de compresión por medio de una maquina universal de ensayos marca MTS. 
El análisis experimental se comparó mediante un análisis numérico de Elementos 
Finitos [Fuentes, 2009]. 
 
Mientras que en la parte de remodelación ósea, se han desarrollado los siguientes trabajos de 
investigación: 
 
•• Determinación de parámetros para terapia de vibración en mujeres con 
osteopenia.- La salud del tejido óseo depende de la compleja interacción de diversos 
factores genéticos, celulares hormonales y ambientales, tales como la dieta y la 
actividad física. La pérdida de densidad mineral ósea (DMO) debida a la 
menopausia, inicia alrededor de los cuarenta años y se incremente drásticamente a la 
edad de 50 años. Se han introducido distintas terapias con la intención de reducir la 
pérdida ósea y recuperar la estabilidad estructural, para reducir el riesgo de fracturas. 
Además de la intervención farmacológica, existe evidencia de que la actividad física 
preserva la masa ósea de población de la tercera edad. Esto puede explicarse por la 
correlación que existe entre la masa muscular y la DMO. La vibración en todo el 
cuerpo (VTC) es una terapia novedosa que ha estado bajo estudio como una 
intervención física contra la osteoporosis. La evidencia muestra que el estímulo de 
Capítulo I 13 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
vibración ejerce efectos positivos en la DMO. Sin embargo, no ha sido determinado 
si la vibración puede ser aplicada de forma segura como terapia preventiva en 
mujeres con osteopenia. Por lo que el objetivo de este trabajo fue examinar el efecto 
de la vibración en la reducción de la pérdida de DMO y evaluar algunos aspectos de 
la aplicación de la terapia que afectan la dosis administrada. Se condujo un estudio 
clínico piloto. El equipo utilizado en este estudio fue un Vibraflex 500. La terapia de 
intervención fue progresiva, aplicando frecuencias seleccionadas para evitar las 
frecuencias de resonancias en humanos, y con una aceleración calculada por debajo 
de los límites marcados por la norma internacional ISO 2631-1985. El tamaño de la 
muestra del estudio no permitió tener suficiente poder estadístico para detectar 
diferencias entre los grupos de estudio. Sin embargo, los datos sugieren que la terapia 
con vibración puede ejercer un efecto positivo en la prevención de pérdida de DMO 
en mujeres con osteopenia, aplicando estímulos dentro de los límites seguros. Entre 
las observaciones del estudio reportadas, se encontró que los sujetos modificaban su 
postura sobre la plataforma para minimizar los efectos secundarios como comezón en 
las pantorrillas y sensación de calor en la planta de los pies, por lo que se hizo 
necesario medir la intensidad del estímulo de vibración en cada zona de interés para 
el tratamiento, con el objetivo de identificar cambios en la dosis terapéutica. Se 
diseñó un sistema de medición para evaluar la transmisión de la vibración en el 
tobillo, la rodilla y la cadera. Se obtuvo la magnitud de la vibraciónmedida en cada 
zona de interés de ocho sujetos jóvenes sanos. Las modificaciones en la postura de 
los sujetos resultaron en distintas dosis de vibración medida en los sujetos. Los 
diversos y en ocasiones contradictorios resultados reportados en estudios previos 
usando terapia de vibración, podrían explicarse por la amplia variabilidad de los 
rangos de vibración aplicada y la falta de datos acerca de la intensidad efectiva que 
recibe cada zona específica en entrenamiento [Álvarez, 2008]. 
 
•• Aceleración del proceso de la consolidación de la fractura ósea empleando láser.- 
En este trabajo se presenta la aplicación del láser, para estimular el proceso de la 
consolidación ósea en personas que tienen una lenta respuesta osteogénica. Ya sea 
por problemas degenerativos debidos a la edad, metabólicos o de otro tipo. Se 
presenta aquí, un análisis de los mecanismos probables por los cuales es posible la 
Capítulo I 14 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
estimulación con láser. Posteriormente se muestra el desarrollo de un estimulador, 
para acelerar el proceso de la consolidación ósea. Este equipo tiene la posibilidad de 
trabajar tanto en forma continua como en forma pulsada. En esta investigación 
solamente se aplicó láser en forma continua, a un modelo en ratas Wistar. Se hizo un 
análisis biomecánico, otro de microscopía de barrido electrónica y un análisis foto 
acústico a la relación de las propiedades mecánicas para la formación del callo óseo. 
Los resultados obtenidos en el estudio de microscopía electrónica, mostraron la 
distribución de elementos que contribuyen a la consolidación de la fractura ósea, para 
este modelo animal [Lomelí, 2004]. 
 
•• Efecto de la estimulación electromagnética en hueso con problemas de 
disminución de masa ósea.- En este trabajo se presenta un modo alternativo de 
tratamiento para reducir la resorción ósea. La metodología propuesta se aplica a un 
modelo animal experimental con disminución de masa ósea, empleando ratas wistar, 
las cuales son de fácil adquisición y manipulación; con las cuales se logró tener una 
muestra representativa para realizar pruebas comparativas con las que se validarán 
los datos obtenidos. El proceso experimental planteado se desarrolló en tres partes, 
en primer lugar se efectúa una ovariectomización (OVX) en un grupo de ratas, 
formando dos grupos, asimismo se programaron tiempos de tratamiento con 
radiación electromagnética de baja frecuencia a los grupos y finalmente se procedió a 
obtener muestras de los grupos de ratas para realizar pruebas en el material óseo y 
realizar una comparación entre todos ellos. La originalidad de este trabajo estriba en 
llevar a cabo técnicas de validación no utilizadas a la fecha como lo son la medición 
de esfuerzos y la medición para cuantificación de permeabilidad de agua por el 
método de espectroscopia foto acústica. Con estos resultados se demostró que la 
utilización de campos electromagnéticos pulsados disminuyen la resorción ósea y 
evitan que tal disminución no sea elevada [Cortes, 2008]. 
 
Por último, otros trabajos relevantes en el área de Biomecánica que deben ser mencionados son: 
 
• La caracterización cinemática e implementación de una mano robótica 
multiarticulada.- En el desarrollo de ésta tesis se muestra la metodología empleada 
Capítulo I 15 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
para la obtención de un sistema robótico con características antropométricas y 
antropomórficas de la mano, mediante la caracterización de los parámetros 
cinemáticos de los dedos índice y pulgar que deriva en la obtención de mecanismos 
generadores de función para proporcionar el movimiento a la mano robótica 
multiarticulada. La simplificación de los mecanismos empleados en ésta mano se 
enfoca en el estudio de los dedos índice y pulgar durante la ejecución del agarre 
cilíndrico, puntual y palmar, por tratarse de estos dedos los que más intervienen en 
los agarre más empleados por el ser humano. La metodología empleada para la 
caracterización e implementación de una mano robótica multiarticulada comprende 
tres etapas principales: 
1. Caracterización cinemática. 
2. Análisis, simulación y simplificación del mecanismo de transmisión. 
3. Implementación de la mano robótica multiarticulada. 
De esta forma se obtiene un mecanismo semi-subactuado que simplifica el 
movimiento de los dedos y por tanto, también se simplifica la etapa de control, sin 
limitar la flexibilidad y destreza en la ejecución de los agarres Cilíndrico, Puntual y 
Palmar de la mano robótica multiarticulada [Velázquez, 2008]. 
 
• Análisis de esfuerzos en una válvula intrabronquial.- Presenta un estudio de un 
dispositivo utilizado para enfermedades bronco-respiratorias marcando la existencia 
dos tipos de válvulas endobronquiales, de las cuales en este trabajo se presenta el 
análisis del desempeño de la válvula IBV®. Para el desarrollo del estudio numérico, 
se determinaron las dimensiones y propiedades mecánicas del modelo a partir de 
catálogos del fabricante. Se desarrolló un modelo para el cual se consideraron las 
propiedades del NITINOL® y SILASTIC®. Asimismo, se propusieron dos 
condiciones de operación para la válvula; una anclada en el bronquio y la otra en la 
condición en la que se encuentra plegada dentro del broncoscopio. Se utilizó el 
Método del Elemento Finito (MEF), para simular las condiciones de trabajo de la 
válvula. Los resultados encontrados muestran el funcionamiento estructural y el nivel 
de los esfuerzos generados en el implante durante el ciclo de respiración forzada del 
individuo. Además, se proporcionan las bases para generar un nuevo dispositivo que 
Capítulo I 16 
 
Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas 
pueda emular el funcionamiento de este tipo de implantes y eficientar el tratamiento 
de dicha patología, por Torres [2006]. 
 
La divulgación de estos trabajos por el grupo de Biomecánica, en términos generales, se ha 
logrado en un corto periodo. Lo anterior es gracias a los avances existentes en el desarrollo de 
programas y equipo de cómputo. A continuación se presenta el estado de arte relacionado con el 
tema de investigación que se desarrolla en esta tesis. 
 
I.3.- Estado el arte 
Dentro del área médica, los médicos y cirujanos están conscientes de los rápidos avances 
tecnológicos existentes y que se siguen desarrollando en el mundo. Debido a esto, contemplan 
adoptar nuevas técnicas para solucionar sus problemas clínicos. De cualquier modo, el desarrollo 
de soluciones requiere individuos especializados para aplicar los conocimientos y tecnología 
existente de manera efectiva y apropiada. Sin embargo, es prácticamente imposible para un 
individuo dominar todos los conocimientos intrínsecos en el área de la Biomecánica. Donde son 
claramente evidentes las diferencias existentes entre las materias involucradas, como son: 
 
• Cirugía ortopédica. 
• Rehabilitación. 
• Simulación numérica. 
• Fisiología. 
• Estática. 
• Dinámica. 
• Diseño Mecánico. 
• Manufactura. 
 
En el siguiente apartado se visualiza cronológicamente el estado en el que se encuentran el 
diseño, manufactura y la evaluación clínica de endoprótesis para la patología de coxartrosis. 
 
I.3.1.- Diseño de prótesis de cadera 
Desde la década de los años 70’s, el estudio de elementos biológicos utilizando métodos 
computacionales (Método del Elemento Finito, MEF), ha generado grandes aportaciones 
Capítulo I