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Acta Otorrinolaringol Esp. 2014;xxx(xx):xxx---xxx
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ARTÍCULO ORIGINAL
Nueva prótesis de maleovestibulopexia. Dise˜ no y análisis experimental en un modelo computarizado 3D basado en elementos finitos Luis A. Vallejo Valdezate a,b,c,∗ , Antonio Hidalgo Otamendi d,e , nudo a,b Alberto Hernández d,e , Fernando Lobo d , Elisa Gil-Carcedo Sa˜ y Luis M. Gil-Carcedo García a,b,c a
Cátedra de Cirugía, Oftalmología, Otorrinolaringología y Fisioterapia, Universidad de Valladolid, Valladolid, Espa˜ na Servicio de Otorrinolaringología, Hospital Universitario del Río Hortega, Valladolid, Espa˜ na c Instituto de Neurociencias de Castilla y León (INCyL), Valladolid, Espa˜ na d Centro para la Investigación y el Desarrollo en Automoción (CIDAUT), Valladolid, Espa˜ na e Centro para el Estudio y Control del Ruido (CECOR), Valladolid, Espa˜ na b
Recibido el 4 de enero de 2014; aceptado el 26 de febrero de 2014
PALABRAS CLAVE Mecánica del oído medio; Método de los elementos finitos; Prótesis de oído medio; Osiculoplastia; Maleovestibulopexia; Prótesis de sustitución osicular total
∗
Resumen Introducción: Existen numerosas prótesis dise˜ nadas con el fin de sustituir elementos osiculares en el oído medio. En este trabajo presentamos el dise˜ no de una nueva prótesis de sustitución osicular total anclada en el mango del martillo y analizamos su comportamiento mecanoacústico teórico. Métodos: Para el dise˜ no de la prótesis hemos utilizado el método de los elementos finitos (FEM) basándonos en un modelo computarizado 3D dinámico del oído medio humano, analizando su comportamiento mecánico. Resultados: La prótesis resultante presenta un comportamiento mecanoacústico teórico superponible al del oído humano sano. Posee, además, otras ventajas biológicas como son estabilidad y la facilidad de implantación. Conclusiones: La simulación computarizada puede ser utilizada para dise˜ nar y optimizar las características vibroacústicas de prótesis implantables en el oído medio. Mostramos la eficiencia mecanoacústica de un nuevo dise˜ no de prótesis de maleovestibulopexia útil en la reconstrucción de la cadena osicular. © 2014 Elsevier Espa˜ na, S.L. Todos los derechos reservados.
Autor para correspondencia. Correos electrónicos: [email protected], [email protected] (L.A. Vallejo Valdezate).
http://dx.doi.org/10.1016/j.otorri.2014.02.011 0001-6519/© 2014 Elsevier Espa˜ na, S.L. Todos los derechos reservados.
no y análiCómo citar este artículo: Vallejo Valdezate LA, et al. Nueva prótesis de maleovestibulopexia. Dise˜ sis experimental en un modelo computarizado 3D basado en elementos finitos. Acta Otorrinolaringol Esp. 2014. http://dx.doi.org/10.1016/j.otorri.2014.02.011
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L.A. Vallejo Valdezate et al
KEYWORDS Middle ear mechanics; Finite elements method; Middle ear prosthesis; Ossiculoplasty; Malleovestibulopexy; Total ossicular replacement prosthesis
Design and experimental analysis of a new malleovestibulopexy prosthesis using a finite element model of the human middle ear Abstract Introduction and Objective: Many designs of prostheses are available for middle ear surgery. In this study we propose a design for a new prosthesis, which optimises mechanical performance in the human middle ear and improves some deficiencies in the prostheses currently available. Our objective was to design and assess the theoretical acoustic-mechanical behaviour of this new total ossicular replacement prosthesis. Methods: The design of this new prosthesis was based on an animal model (an iguana). For the modelling and mechanical analysis of the new prosthesis, we used a dynamic 3D computer model of the human middle ear, based on the finite elements method (FEM). Results: The new malleovestibulopexy prosthesis design demonstrates an acousticalmechanical performance similar to that of the healthy human middle ear. This new design also has additional advantages, such as ease of implantation and stability in the middle ear. Conclusions: This study shows that computer simulation can be used to design and optimise the vibroacoustic characteristics of middle ear implants and demonstrates the effectiveness of a new malleovestibulopexy prosthesis in reconstructing the ossicular chain. © 2014 Elsevier Espa˜ na, S.L. All rights reserved.
Introducción La reparación de los huesecillos del oído medio en aquellos procesos en los que su integridad puede verse comprometida (tumorales, infecciosos, traumáticos. . .) ha dado lugar a numerosos dise˜ nos protésicos dirigidos a paliar dicho da˜ no. Estos dise˜ nos varían tanto en su morfología como en el material empleado para su fabricación, con comportamientos mecánicos y biológicos diferentes. Sin embargo, debido a la variabilidad de factores que afectan a la reconstrucción osicular, no siempre es posible determinar y comparar in vivo las consecuencias de las modificaciones mecanoacústicas inducidas en el oído reconstruido. Las prótesis de sustitución osicular total (TORP) convencionales actualmente comercializadas (situadas bajo la membrana timpánica) presentan algunas deficiencias como son la falta de estabilidad tras su colocación en el oído medio, la posibilidad de contacto con el marco óseo (reduciendo sensiblemente su eficiencia mecanoacústica) y su posible extrusión por da˜ no timpánico. En el caso de las TORP que se anclan en el mango del martillo (prótesis de maleovestibulopexia) se ha observado la rotura del mango del martillo por posible privación vascular del mismo. En la actualidad disponemos de medios matemáticos e informáticos basados en el método de los elementos finitos (FEM) con los que podemos analizar el comportamiento tanto del oído sano como del reparado quirúrgicamente, obviando aquellos factores que inducen variabilidad en los resultados (presión endotimpánica, cicatrización, neumatización, etc.). Además estos modelos tridimensionales nos permiten optimizar no solo el dise˜ no sino el comportamiento mecanoacústico de cualquier prótesis de sustitución osicular sin necesidad de acudir a modelos biológicos. Desde hace a˜ nos nuestro grupo analiza y dise˜ na prótesis de sustitución osicular utilizando un modelo computarizado 3D basado en el FEM1,2 .
En este trabajo mostramos una nueva prótesis de sustitución osicular total que une funcionalmente el mango del martillo, al que se ancla, con el oído interno (maleovestibulopexia [MVP]) y que pretende solventar algunos de los inconvenientes de las prótesis actualmente comercializadas. El FEM con el que ha sido dise˜ nada y validada nos ha permitido optimizar sus características físicas (morfología, masa, rigidez) así como definir la posición óptima de contacto en el oído medio, no solo para transmitir el sonido de forma eficiente sino para reducir la posibilidad de extrusión o movilización tras su implantación. Sus características biológicas y mecanoacústicas hacen de ella una prótesis de sustitución osicular a tener en cuenta en las cirugías reconstructivas del oído medio.
Métodos Modelo 3D computarizado basado en elementos finitos El FEM es una herramienta numérica orientada a su implementación en ordenadores utilizado en ingeniería para predecir, en la fase de dise˜ no, cómo se comportará el producto real ante alteraciones externas producidas por prácticamente cualquier fenómeno físico. El objetivo final del empleo de estos métodos es evitar, en lo posible, recurrir al costoso proceso, en tiempo y dinero, de construir prototipos y someterlos a ensayos, a veces destructivos, para comprobar que se comporta conforme a sus especificaciones en condiciones de trabajo. Este método ya no considera la estructura como un continuo (como ocurría con los métodos clásicos de cálculo) sino que considera cada sólido como un conjunto de peque˜ nos elementos de dimensión finita relacionados entre sí a través de nodos o uniones de contacto. El comportamiento de cada
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia uno de esos elementos se obtiene formulando un sistema de ecuaciones diferenciales y algebraicas. Las incógnitas serán los desplazamientos de los nodos, en función de los cuales expresaremos los desplazamientos de los puntos interiores de cada elemento formulando una hipótesis. Ensamblando los sistemas de ecuaciones se obtiene un sistema para todo el sólido con un elevado número de ecuaciones, que puede ser resuelto con un ordenador. Fundamentalmente, se trata de la resolución de la ecuación del movimiento:
¨(t) + [C] u ˙(t) + [K] u(t) = f(t) [M] u
3 Geometría y método de cálculo.
- El medio continuo se divide en un número finito de elementos, cuyo comportamiento se define mediante un conjunto finito de parámetros o grados de libertad. - Los elementos están conectados entre sí mediante un número discreto de puntos, que se denominan nodos, situados fundamentalmente en los contornos (aunque pueden existir nodos interiores). Los desplazamientos de los nodos son las variables incógnita del problema. - El campo de desplazamientos dentro de cada elemento viene determinado por las funciones de forma, que los relaciona con los desplazamientos de los nodos de ese elemento. Es decir, el elemento se deforma, pero la deformación es conocida como función de los desplazamientos de sus nodos. - Las funciones de forma se eligen por el usuario, cuando se crea el modelo, al elegir el tipo del elemento. Definen, de manera única, el campo de desplazamientos dentro de cada elemento finito, en función de los desplazamientos nodales de cada elemento. - Se determina un sistema de fuerzas concentradas en los nodos, de manera que se equilibren las tensiones en el contorno y cualesquiera de las cargas repartidas. Los pasos a realizar en el FEM son los siguientes (esquema 1): 1. -Mallar la estructura en elementos finitos. Este paso caracterizará el grado de confianza de los resultados obtenidos con posterioridad. 2. -Formular la ecuación de comportamiento y determinar las propiedades de cada elemento a partir de la geometría del problema, las propiedades del material, la naturaleza del problema y los datos de cargas. Se escogerá el tipo de elemento finito más adecuado para resolver el problema. 3. -Ensamblar las ecuaciones de cada elemento. Aplicación de las fuerzas y momentos exteriores. 4. -Introducir las condiciones de contorno en la matriz ensamblada. 5. -Resolver el sistema de ecuaciones y obtener la respuesta en tensiones o desplazamientos.
Condiciones de contorno
Para todos los elementos
Cálculo de las matrices del elemento
Ensamblaje en matriz global
Donde: [M] = matriz de masa, [C] = matriz de amortiguamiento, [K] = matriz de rigidez, {u} = vector de desplazamientos, {f(t)} = vector de fuerzas. Las hipótesis que se van a plantear en el desarrollo del FEM son las siguientes:
Características del material
Resolución del sistema de ecuaciones Cálculos complementarios
Salida de resultados
Esquema 1
El modelo de los huesecillos del oído humano simulado se obtuvo mediante el software Hypermesh 7.0 (las características por las que definimos matemáticamente cada uno de estos elementos se muestran en la tabla 1). La malla se exporta al software MSC Patran donde preprocesamos, para posteriormente procesar en el software MSC Nastran. Una vez procesado el modelo, realizaremos nuevos ajustes en MSC Patran. La validación del modelo simulado se realiza a través de la medida de la amplitud del desplazamiento del umbo. Para ello tomamos como referencia las medidas experimentales del desplazamiento del umbo realizada por Vlaming y Feenstra3 y los resultados experimentales utilizando un vibrómetro láser monopunto en 4 voluntarios sanos (fig. 1) a una intensidad sonora de 80 dB. Una vez que ya se conoce la curva de desplazamiento experimental, se puede validar el modelo simulado. Para ello, se calcula una función de respuesta en frecuencia (FRF) que permite conocer el desplazamiento del umbo en el modelo simulado y comparar con los mediciones obtenidas experimentalmente. Para la introducción de la prótesis en el modelo simulado del oído acoplado, eliminamos todos los elementos que van a ser reemplazados por la prótesis. Estos elementos eliminados son el yunque y sus ligamentos, el músculo estapedial y el estribo, así como la platina. Para evaluar el comportamiento teórico de la nueva prótesis analizamos el desplazamiento, la impedancia y la función de transferencia (FT) en el modelo computarizado del oído antes de ser manipulado y tras implantar la prótesis en el mismo. La FT es la ganancia o diferencia de presión sonora medida entre 2 puntos. Los puntos utilizados para calcular la FT fueron:
- En el modelo del oído no manipulado: el umbo y un punto central de la platina. - Tras insertar el nuevo dise˜ no de prótesis: el umbo y un punto del extremo medial (vestibular) de la prótesis.
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4
Nombre
1 2 3 4 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 37 38 52
Tejido biológico (membrana) Músculo estapedial Músculo tensor timpánico Anillo timpánico Ligamentos del yunque Ligamento superior del martillo Ligamento lateral del Martillo Martillo (cuello) Martillo (manubrio) Martillo (cabeza) Unión fibrosa tímpano-martillo Articulación incudo-maleolar Articulación incudo-estapedial Apófisis corta del yunque Cuerpo del yunque Apófisis larga del yunque Estribo Tímpano (fibras radiales) Tímpano (fibras parabólicas) Tímpano (fibras semilunares)
Densidad (kg/m3 ) 1.200 1.200 1.200 500 1.200 1.200 1.200 4.530 3.700 2.550 50 1.200 1.200 2.260 2.360 5.090 2.200 1.200 1.200 1.200
Módulo de Young (Pa)
Coeficiente de Poisson
Coeficiente de absorción
3, 30E + 07 5,20E + 05 2,60E + 06 2,10E + 15 6,50E + 05 6,50E + 05 2,10E + 07 1,41E + 10 1,41E + 10 1,41E + 10 2,00E + 10 2,00E + 10 7,00E + 05 1,41E + 10 1,41E + 10 1,41E + 10 1,41E + 10 1,00E + 07 1,00E + 07 1,00E + 07
0,29 0,2 0,2 0,29 0,29 0,3 0,3 0,2 0,2 0,2 0,29 0,4 0,3 0,2 0,2 0,2 0,2 0,3 0,3 0,3
0,35 0,2 0,2 0,35 0,3 0,25 0,25 0,05 0,05 0,05 0,25 0,25 0,3 0,05 0,05 0,05 0,717 0,35 0,35 0,35
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Número de elemento
L.A. Vallejo Valdezate et al
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no de los diferentes elementos que constituyen el modelo del oído utilizando el método de los Tabla 1 Características y propiedades mecánicas empleadas para el dise˜ elementos finitos
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia
5
0,0000001
Desplazamiento del umbo (m)
Respuesta teórica del modelo
0,0000001
1E–09
Media cuadrática de la medidas en cuatro voluntarios sanos
1E–10
1E–11 10
100
1.000
10.000
Frecuencia (Hz)
Figura 1 Validación del modelo computarizado del oído: Respuesta teórica en el modelo sometido a un estímulo de 80 dB SPL comparándola con las mediciones reales obtenidas por Vlaming y Feenstra en 4 individuos sanos.
La prótesis está dise˜ nada en titanio, material biocompatible con el ser humano. La geometría de la prótesis es tal que presenta un anclaje elástico para su unión con el mango del martillo, ya que este hueso no suele presentar lesiones en las enfermedades para las que se considera el uso de esta prótesis. El otro extremo presenta una sección circunferencial para su introducción en la ventana oval. Esta unión es considerada un conjunto rígido y en nuestro modelo se representará con elementos rígidos que permiten una unión rígida entre nodos.
Resultados Basamos nuestro dise˜ no de prótesis en modelos animales que solo poseen un elemento en su cadena osicular (columela) como son las aves y los reptiles. Los modelos aviares no son útiles para nuestra finalidad debido a que, en las aves, la ventana oval se dispone de forma central a la membrana timpánica (lo que no ocurre en humanos en los que el nicho de la ventana se sitúa en posición excéntrica con respecto al umbo de la membrana timpánica). Esta disposición excéntrica característica del humano la encontramos en reptiles, concretamente en la iguana (Iguana iguana) en cuya columela basamos nuestro dise˜ no (fig. 2). La elección de titanio como material de fabricación se debió tanto a su contrastada biocompatibilidad como a sus propiedades físicas (masa y rigidez) que le confieren características idóneas para la fabricación de prótesis de sustitución osicular en el oído medio. El peso teórico de la prótesis fabricada con este material es de 0,004 g para una longitud de 5,5 mm. Otros materiales biocompatibles para su fabricación pudieran ser oro, platino y acero. Sus masas y la rigidez de estos sitúan en desventaja una prótesis fabricada con ellos frente a otra fabricada en titanio (tabla 2).
En cuanto a las peculiaridades morfológicas de esta nueva prótesis destacan las siguientes: - Extremo lateral: Anclaje ajustado a la faceta endotimpánica del tercio medio del mango del martillo. Este tipo de anclaje evita el despegamiento de la membrana timpánica del mango del martillo y el posible desplazamiento posterior de la prótesis. La elección de un anclaje situado medialmente al mango del martillo y que pudiera amarrarse a su porción central obliga a conocer las dimensiones del mismo, por lo cual estudiamos 10 martillos obtenidos de cadáver. La media de los
Figura 2 Fotografía del oído medio de la iguana, observándose el anclaje del extremo lateral de su único elemento osicular a la zona central de la membrana y la curvatura de la columela.
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Extremo lateral
Extremo medial
Figura 3 Mallado de la nueva prótesis utilizando el FEM. El extremo lateral en forma de horquilla elástica se amarra a la porción endotimpánica del mango del martillo mientras el extremo medial se dirige a la ventana oval, salvando la diferente posición entre ambos por el dise˜ no arqueado de la prótesis.
Figura 4 A) Modelado mediante FEM de la parte externa y media del oído humano ensambladas, previamente a cualquier manipulación. B) Representación del modelo del oído tras reemplazar yunque y estribo por la nueva prótesis de maleovestibulopexia.
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia Tabla 2
7
Características físicas de diferentes materiales considerados para la fabricación de la prótesis
Material
Volumen (mm3 )
Densidad (kg/m3 )
Densidad (kg/mm3 )
Peso (kg)
Peso (g)
Platino Titanio Oro Acero
1,01029 1,01029 1,01029 1,01029
21.450 4.507 19.300 7.800
0,00002145 0,000004507 0,0000193 0,0000078
2,17E-05 4,55E-06 1,95E-05 7,88E-06
0,02167072 0,00455338 0,0194986 0,00788026
Tabla 3
Propiedades mecánicas del titanio
Material
Densidad
Módulo de Young (MPa)
Coeficiente de Poisson
Titanio
4,50E-09
116.000
0,34
diámetros en el tercio medio del mango del martillo fue de 1,2 mm (± 0,2 mm). Consideramos estas mediciones a fin de dise˜ nar el anclaje de la prótesis 0,3 mm menor que el diámetro medio para que, debido a las propiedades elásticas del titanio, consiguiésemos un ajuste óptimo al mango del martillo. - Extremo medial (vestibular) discretamente ensanchado, incrementando la superficie de contacto con el oído interno. Este extremo puede contactar directamente con la perilinfa (a través de una platinotomía calibrada) o bien interponer entre esta y la prótesis un injerto biológico autólogo (idealmente vena o pericondrio). - Vástago de dise˜ no suavemente curvado evitando pérdidas de eficiencia energética que muestran las prótesis anguladas. Los parámetros del titanio necesarios para su modelización se muestran en la tabla 3. Con estos conceptos iniciales procedimos al dise˜ no de la prótesis mediante CAD y a su posterior mallado en Hypermesh 7.0 exportando la malla creada a MSC Patran y obteniendo el modelo definitivo (fig. 3). Para evaluar el comportamiento mecanoacústico de la prótesis (fig. 4) procedimos a la eliminación (en modelo computarizado 3D) del yunque y sus ligamentos así como
del estribo, insertando el modelo de la prótesis en su lugar (fig. 5). Estudiamos en el modelo del oído los desplazamientos de la prótesis, la impedancia del oído medio así como la FT en el oído. 1) Desplazamientos. El desplazamiento teórico del umbo en el modelo computarizado, simulando un estímulo de 80 dB de presión distribuida en toda la superficie la membrana timpánica y una vez emplazada la prótesis en su lugar, es superponible al del oído medio normal (fig. 6). En la figura 7 se muestra el desplazamiento teórico tanto del extremo medial de la prótesis situada en una posición centrada en la ventana oval como de un punto central de la platina. Puede observarse cómo los desplazamientos de la prótesis se asemejan a los de la platina, siendo discretamente mayores a los de esta, pero conservándose la morfología de la curva. Otro parámetro a tener en cuenta son los desplazamientos de la prótesis cuando se modifica la presión endotimpánica. Hemos calculado el desplazamiento teórico del extremo distal de la prótesis sometido a variaciones de presión endotimpánicas fisiológicas y suprafisiológicas (entre +400 y −400 daPa) y debido al anclaje de la prótesis en el mango del martillo, estos desplazamientos son menores de 24,96754 m, a presiones endotimpánicas en el rango descrito.
Figura 5 A) Vista global del modelo tras implantación de la prótesis de maleovestibulopexia objeto del estudio. B) Posición de la prótesis en el oído medio (vista oblícua). C) Posición de la prótesis en el oído medio (vista craneal).
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L.A. Vallejo Valdezate et al Modelo simulado - umbo1,00E–07
Desplazamiento (m)
1,00E–08
1,00E–09
1,00E–10
1,00E–11
Oido normal
1,00E–12
Oido can prótesis 1,00E–13 10
100
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 6 Desplazamiento teórico del umbo en el modelo 3D del oído a 80 dB SPL antes de ser manipulado y tras la implantación de la prótesis de maleovestibulopexia.
Finalmente, comparamos el desplazamiento del umbo de esta prótesis de reciente dise˜ no con otra fabricada en el mismo material pero situada bajo el cuadrante posterosuperior timpánico. Se puede observar cómo esta segunda muestra un desplazamiento errático sobre todo en frecuencias agudas (fig. 8).2) Impedancia. El análisis de la impedancia analizada en el modelo, tanto en un punto central de la platina como en el umbo, muestra mínimas variaciones de la misma tras implantar el nuevo modelo de prótesis con respecto al modelo de oído intacto como se puede observar en las figuras 9 y 10. En la figura 9 se muestra la impedancia teórica del oído calculada en un punto central del extremo más distal (vestibular) de la prótesis y se compara con la impedancia de un punto central de la platina en el modelo del oído intacto. La figura 10 muestra la impedancia teórica analizada en un punto central de la membrana timpánica (umbo) antes y después de implantar el nuevo modelo de
prótesis. En ambos casos la impedancia teórica del oído medio reparado con la prótesis es ligeramente menor, debido a la menor masa de la misma en comparación con la cadena osicular.3) FT del sonido. La evolución teórica de la FT en función de la frecuencia es discretamente mejor en el oído tras implantar la prótesis de MVP que en el modelo del oído intacto (fig. 11) por la menor masa de la prótesis en comparación con los elementos osiculares a los que sustituye.
Discusión Son muchas las prótesis dise˜ nadas con la finalidad de paliar los da˜ nos ocurridos en la cadena de huesecillos en el oído medio humano. Aunque su finalidad sea la misma, se diferencian en los materiales usados en su fabricación (cerámicos, plásticos o metálicos) o en su morfología. El dise˜ no de la
Modelo simulado - punto central platina / extremo distal prótesis1,00E–07
Desplazamiento (m)
1,00E–08
1,00E–09
1,00E–10
1,00E–11
1,00E–12
Oido normal Oido con prótesis
1,00E–13 10
100
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 7 Comparación del desplazamiento teórico en el modelo del oído de un punto central de la platina del estribo y un punto central del extremo medial de la prótesis de maleovestibulopexia movilizados por un estímulo de 80 dB SPL de intensidad.
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1,00E–07
Desplazamiento del umbo (m)
Respuesta teórica del modelo
1,00E–08
1,00E–09
TORP titanio
1,00E–10
Nueva prótesis
1,00E–11 10
100
1.000
10.000
Frecuencia (Hz)
Figura 8 Comparación del desplazamiento teórico del umbo en el modelo del oído a 80 dB SPL en 3 situaciones diferentes: -En el modelo sin manipulación -En el modelo tras reemplazar yunque y estribo por la nueva prótesis de maleovestibulopexia y -En el modelo tras reemplazar yunque y estribo por una prótesis TORP convencional situada bajo el cuadrante posterosuperior.
gran mayoría de estas prótesis obedece más a preferencias del cirujano responsable del mismo que a criterios biológicos, fisiológicos o mecanoacústicos. Sin embargo, en la actualidad disponemos de herramientas matemáticas suficientemente potentes no solo para dise˜ nar sino para evaluar la respuesta mecanoacústica de cualquier prótesis en el oído humano antes de ser implantada sin necesidad de acudir a modelos biológicos. Para el dise˜ no de la prótesis de MVP tomamos por modelo animales con un solo elemento en su cadena de huesecillos optando por un reptil (iguana) al situarse excéntrico el extremo medial de su columela con respecto al centro de
la membrana timpánica, como ocurre en el humano4 . Para el dise˜ no y el análisis del comportamiento mecanoacústico de esta prótesis de sustitución osicular hemos utilizado un modelo matemático computarizado 3D basado en elementos finitos, dise˜ nado por nuestro grupo, al igual que otros grupos lo han realizado con anterioridad5 . Estos modelos matemáticos permiten optimizar la morfología o la posición acústicamente idónea de la prótesis para situarla en el oído medio además de analizar su respuesta mecánica ante diversas situaciones fisiológicas o patológicas. A este respecto hemos situado el extremo medial de la prótesis en una posición central de la platina, al ser este punto el
Modelo simulado - punto central platina / extremo distal prótesis1,00E+08
1,00E+07
Impedancia
1,00E+06
1,00E+05
1,00E+04
Oido normal
1,00E+03
Oido con prótesis 1,00E+02 10
100
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 9 Comparación de la impedancia teórica en el modelo del oído, evaluada en el umbo, antes y después de sustituir yunque y estribo por el nuevo dise˜ no de prótesis de maleovestibulopexia.
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10
L.A. Vallejo Valdezate et al Modelo simulado - umbo1,00E+08
1,00E+07
Impedancia
1,00E+06
1,00E+05
1,00E+04
Oido normal
1,00E+03
Oido con prótesis 1,00E+02 100
10
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 10 Comparación de la impedancia teórica en el modelo del oído, evaluada en un punto central de la platina, antes y después de sustituir yunque y estribo por el nuevo dise˜ no de prótesis de maleovestibulopexia.
acústicamente idóneo cuando se procede a implantar una prótesis de sustitución osicular total6 . La elección del titanio como material idóneo para la fabricación de la prótesis se ha debido a su biocompatibilidad ya contrastada y a las características físicas de este material (masa y rigidez) que lo dotan de cualidades óptimas para la fabricación de prótesis de sustitución osicular en el oído medio7 . La prótesis de sustitución osicular que presentamos muestra una serie de ventajas que podemos agrupar en 2: mecanoacústicas y biológicas.
Ventajas mecanoacústicas Diversos trabajos han demostrado que cualquier porción periférica de la membrana timpánica es más móvil que la porción central, en contacto con el mango del martillo8 . Sin embargo este hecho no implica que sean aquellas
porciones periféricas las posiciones óptimas bajo las cuales situar una prótesis. El movimiento transmitido desde la membrana timpánica al mango del martillo se debe a la fuerza resultante del movimiento complejo que ocurre en las distintas porciones de la membrana en función de la intensidad y la frecuencia del estímulo que la alcanza9 . El hecho de elegir el anclaje de esta prótesis en el mango del martillo, en vez de bajo el cuadrante superior timpánico, supone una ventaja al aprovechar la resultante final del movimiento de la membrana timpánica y no solo de la porción del tímpano bajo la que asienta10 . Goode ya se˜ naló, como característica ideal de una prótesis, que el apoyo de aquella ocupase una posición central en la membrana timpánica11 . En aquellos animales que poseen una columela en su oído medio, como las aves o los reptiles, la porción lateral de esta columela se sitúa centrada en la membrana timpánica y no en una porción periférica. En este sentido esta nueva prótesis imita la solución evolutiva en oídos medios con un solo elemento de transmisión hacia el oído
1,00E+02
Transfer function
1,00E+01
1,00E+00
1,00E–01
1,00E–02 Modelo oido sano 1,00E–03
1,00E–04 10
Modelo oido con prótesis
100
Frequency (Hz)
1.000
10.000
Figura 11 Compración de la función de transferencia sonora teórica en el modelo del oído intacto y tras implementar en él la nueva prótesis de maleovestibulopexia.
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia interno. Esta ventaja no es solo evolutiva ya que, como se˜ nala Bance, las prótesis ancladas en el mango del martillo presentan una mejor transmisión de la vibración sonora que aquellas que se sitúan bajo la membrana timpánica12 . Por otro lado, la colocación de la prótesis anclada en el mango del martillo favorece el aprovechamiento de una hipotética acción auditiva (no bien estudiada) del músculo tensor timpánico. En algunos trabajos, sin embargo, se afirma que las prótesis situadas bajo el cuadrante posterosuperior son más estables que esas mismas prótesis localizadas bajo el mango del martillo5 . Este hecho se debe al dise˜ no de la prótesis analizada con una superficie de apoyo plana que solo contacta con el mango; sin embargo, el dise˜ no de la prótesis aquí presentada ofrece mayor estabilidad puesto que se amarra al mango del martillo, dificultándose su desplazamiento. La elección del anclaje de la prótesis al mango del martillo plantea un problema derivado de la posición excéntrica de la ventana oval con respecto al centro de la membrana timpánica: la angulación necesaria para unir el centro de la membrana timpánica con el centro de la ventana oval. En estudios experimentales se ha mostrado que la angulación media en cadáver entre el mango del martillo y el centro de la ventana oval es de 49◦ (variando entre 14 y 71◦ )12 . Para salvar esta diferencia de posición entre el mango del martillo y el centro de la ventana oval se han dise˜ nado prótesis anguladas, lo que les resta eficiencia mecánica13 . En no que presentamos hemos solventado este problema el dise˜ mediante el dise˜ no ligeramente curvo, no angulado, de la prótesis, evitando la pérdida de eficiencia asociada a las angulaciones. Una situación fundamental en la transmisión de la energía mecánica en el oído medio es la de la tensión de sus elementos: si estos son hipermóviles pueden ser tan poco eficientes, en términos de transmisión de sonido, como si quedaran a excesiva tensión14 . Para evitar que la prótesis sea corta y no apoye correctamente en la platina de la ventana oval o, al contrario, sea excesivamente larga aumentando la tensión en el oído medio, propugnamos 4 longitudes (4,5; 5; 5,5 y 6 mm) así como la posibilidad de eliminación de la platina del estribo que será sustituida por pericondrio o vena lo que permite una ligera introducción del extremo medial de la prótesis en el vestíbulo. Finalmente el dise˜ no ligeramente ensanchado del extremo medial de la prótesis favorece una mejor transmisión del sonido a la cóclea en todo el rango frecuencial como se observa al analizar los desplazamientos, la impedancia y la FT analizados en el modelo computarizado.
Ventajas «biológicas» A) Facilidad de colocación. Las prótesis de sustitución osicular total ancladas en el mango del martillo (MVP) actualmente comercializadas obligan a despegar la porción de la membrana timpánica que se inserta en esta porción de hueso lo que, ocasionalmente, puede favorecer su rotura al privarla de su aporte vascular. El anclaje de la prótesis bajo el mango del martillo es más simple que el despegamiento de la membrana del mango del martillo y evita su avascularidad. También la colocación del extremo distal es simple ya que se apoya en el injerto elegido para sellar la ventana
11 oval una vez abierta. Incluso opcionalmente, en oídos bien ventilados (como puede ser en una revisión tras fracaso de estapedectomía por lisis del yunque), no sería necesario apoyar el extremo distal de la prótesis en un injerto biológico que cubra la ventana oval. Debido al dise˜ no del anclaje de la prótesis en el mango del martillo y siempre que la longitud de la prótesis sea la óptima, podríamos introducir 0,5 mm el extremo distal en una platinotomía calibrada. Al contrario que la mayor parte de las prótesis actuales que quedan «libres» en el oído medio y que han de apoyarse obligatoriamente en un injerto o en la propia platina para evitar introducirse en el vestíbulo, este nuevo dise˜ no impide la introducción del extremo distal debido al firme anclaje de su extremo proximal en el mango del martillo. B) Ausencia de desplazamiento de la prótesis. Una de las causas de fracaso en la recuperación auditiva tras timpanoplastia en la que se utilizan prótesis situadas bajo el cuadrante posterosuperior timpánico es su desplazamiento, inducido por variaciones en la presión endotimpánica. Esta situación provoca el contacto de la prótesis con el marco óseo, desprendimiento de la prótesis hacia el hipotímpano o desplazamientos de su situación inicial óptima. En el origen de gran parte de las enfermedades que precisarán de reconstrucción con prótesis de sustitución osicular total se encuentran alteraciones en la función de la trompa de Eustaquio que dan lugar a variaciones suprafisiológicas de la presión endotimpánica. En comparación con las amplitudes de las presiones sonoras fisiológicas, las variaciones de la presión estática es varias veces mayor15 . Estas condiciones suprafisiológicas en la presión estática endotimpánica se mantienen en muchos de los oídos reconstruidos. Por este motivo las prótesis utilizadas en la reconstrucción osicular pueden sufrir desplazamientos originados por estas variaciones de presión: bien hacia el vestíbulo (en caso de presiones negativas) o en sentido contrario (durante la realización de maniobras de Valsalva)16 . Este hecho puede suponer una reducción del rendimiento mecanoacústico de las prótesis empleadas y aparece más pronunciado en aquellas prótesis que se sitúan en el cuadrante posterosuperior timpánico, debido a las mayores amplitudes de movimiento de esta zona de la membrana. Por el contrario, las prótesis ancladas en el mango del martillo presentan un menor desplazamiento originado por variaciones de la presión endotimpánica, puesto que los anclajes del martillo a la caja (músculo tensor timpánico y ligamentos) limitan sus desplazamientos. C) Respeto de la vascularización del mango del martillo. Las prótesis de sustitución osicular total tipo MVP se anclan en el mango del martillo mediante un bucle o un clip pero en ambas su dise˜ no obliga al despegamiento de la membrana timpánica del citado huesecillo. Este despegamiento puede alterar la nutrición de esta porción de hueso ya que su vascularización la recibe por peque˜ nas ramas perforantes de la membrana timpánica. Por este motivo, cuando hemos procedido a realizar MVP despegando la membrana timpánica del mango del martillo, hemos observado con frecuencia lisis de la porción del osículo en la que se ancla la prótesis. Con nuestro dise˜ no evitamos lesionar el aporte vascular del mango y, consiguientemente, su rotura por avascularidad. D) Posibilidad de utilización en caso de fijación de la cabeza del martillo. Puesto que el anclaje de la prótesis
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12 se realiza en el mango del martillo, la anquilosis atical de la cabeza de este huesecillo no es un obstáculo para su utilización. Bastaría la sección del cuello del martillo por encima de la inserción del tendón del músculo tensor timpánico para dotar al sistema de la libertad de movimientos necesaria para una adecuada transmisión sonora. Las características mecanoacústicas teóricas de esta nueva prótesis asociadas a sus ventajas biológicas indicarían su utilidad en las siguientes situaciones: - Cualquier reconstrucción osicular con persistencia del mango del martillo (enfermedad crónica del oído medio, da˜ no traumático del oído medio, etc.). - Fracaso de estapedectomía por lisis del yunque. - Cirugías de revisión de timpanoplastia. - Fijación osicular atical congénita o adquirida. - Cirugía del colesteatoma atical con extensión mesotimpánica y erosión de la supraestructura del estribo.
Conclusiones La nueva prótesis de sustitución osicular total dise˜ nada utilizando el FEM y analizada en este estudio muestra un comportamiento mecanoacústico superponible al del oído medio sano. Su dise˜ no dificulta el desplazamiento o extrusión y garantiza la óptima transmisión del sonido tanto por sus características de masa y rigidez como por el lugar de anclaje elegido en el mango del martillo. Son necesarios nuevos estudios mediante vibrometría láser en hueso temporal de cadáver fresco que validen los resultados y las ventajas teóricas anteriormente expuestas.
Financiación Esta investigación ha sido financiada por la Gerencia Regional de Salud de la Consejería de Sanidad de la Junta de Castilla y León (GRS 495/A/10).
Conflicto de intereses Los autores declaran no estar sometidos a ningún conflicto de intereses. La prótesis objeto de este estudio ha sido registrada en el Registro de Patentes y Marcas con el número PCT/ES2010/000522.
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L.A. Vallejo Valdezate et al 2. Vallejo Valdezate LA, Delgado VM, Hidalgo A, Gil-Carcedo E, GilCarcedo LM, Montoya F. Modelado de la geometría del conducto auditivo externo mediante el método de los elementos finitos. Acta Otorrinolaringol Esp. 2006;57:82---9. 3. Vlaming MSMG, Feenstra L. Studies on the mechanics of the normal human middle ear. Clin Otolaryngol. 1986;11: 353---63. 4. Vallejo LA, Ortega C, Gil-Carcedo Sa˜ nudo E, Gil-Carcedo Sa˜ nudo D, Pablos López M, Gil-Carcedo Garcia LM. Del oído medio de las aves (Strutio camelus). Datos para la fisiología de la transmisión sonora en sistemas de un único osículo en la cadena. Acta ORL Esp. 2007;58:246---51. 5. Kelly J, Prendergast PJ, Blayney AW. The effect of prosthesis design on vibration of the reconstructed ossicular chain: A comparative finite element analysis of four prostheses. Otol Neurotol. 2003;24:11---9. 6. Wenjuan Y, Bing L, Xinsheng H, Cuiping G, Xuemei L, Wenting Z, et al. Restoring hearing using total ossicular replacement prostheses. Analysis of 3D finite element model. Acta Otolaryngol. 2012;132:152---9. 7. Maassen MM, Löwenheim H, Pfister M, Herberhold S, Rodriguez Jorge J, Baumann I, et al. Surgical-handling properties of the titanium prosthesis in ossiculoplasty. Ear Nose Throat J. 2005;84:142---9. 8. Wada H, Koike T, Kobayashi T. Three-dimensional finite element method (FEM) analysis of the human middle ear. En: Hüttenbrink KB, editor. Middle ear mechanics in research and otosurgery. 2nd ed. 2003 pp. 76-81. 9. Huber A, Ball G, Goode R. The vibration pattern of the tympanic membrane after placement of a total ossicular replacement prosthesis (TORP). En: Hüttenbrink KB, editor. Middle ear mechanics in research and otosurgery. 2nd ed. 2003. pp. 219-223. 10. Khanna SM, Decraemer WF. Vibrations modes and the middle ear function. En: Huttenbrink KB, editor. Middle ear mechanics in research and otosurgery. 2nd ed. 2003. pp. 21-26. 11. Goode RL. The ideal middle ear prosthesis. En: Hüttenbrink KB, editor. Middle ear mechanics in research and otosurgery. 2nd ed. 2003. pp. 169-174. 12. Bance M, Morris DP, van Wijhe RG, Kiefte M, Funnell RJ. Comparison of the mechanical performance of ossiculoplasty using a prosthetic malleus-to-stapes head with a tympanic membraneto-stapes head assembly in a human cadaveric middle ear model. Otol Neurotol. 2004;25:903---9. 13. Hüttenbrink KB. Mechanical aspects of middle ear reconstruction En: Hüttenbrink KB. Middle ear mechanics in research and otosurgery. 2nd ed. 2003. pp. 165-168. 14. Ferris P, Prendergast PJ. Middle-ear dynamics before and after ossicular replacement. J Biomechan. 2000;33:581---90. 15. Eiber A, Breunninger C. Nonlinear properties of the middle ear: Some influence on hearing and diagnosis. En: Gyo K, Hada H, editores. Middle ear mechanics in research and otology. 2004. pp. 19-26. 16. Bornitz M, Zahnert T, Hüttembrink KB. Design consideration for length variable prostheses finite element simulation. En: Gyo K, Hada H, editores. Middle ear mechanics in research and otology. 2004. pp. 153-160.
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Acta Otorrinolaringol Esp. 2014;xxx(xx):xxx---xxx
www.elsevier.es/otorrino
ARTÍCULO ORIGINAL
Nueva prótesis de maleovestibulopexia. Dise˜ no y análisis experimental en un modelo computarizado 3D basado en elementos finitos Luis A. Vallejo Valdezate a,b,c,∗ , Antonio Hidalgo Otamendi d,e , nudo a,b Alberto Hernández d,e , Fernando Lobo d , Elisa Gil-Carcedo Sa˜ y Luis M. Gil-Carcedo García a,b,c a
Cátedra de Cirugía, Oftalmología, Otorrinolaringología y Fisioterapia, Universidad de Valladolid, Valladolid, Espa˜ na Servicio de Otorrinolaringología, Hospital Universitario del Río Hortega, Valladolid, Espa˜ na c Instituto de Neurociencias de Castilla y León (INCyL), Valladolid, Espa˜ na d Centro para la Investigación y el Desarrollo en Automoción (CIDAUT), Valladolid, Espa˜ na e Centro para el Estudio y Control del Ruido (CECOR), Valladolid, Espa˜ na b
Recibido el 4 de enero de 2014; aceptado el 26 de febrero de 2014
PALABRAS CLAVE Mecánica del oído medio; Método de los elementos finitos; Prótesis de oído medio; Osiculoplastia; Maleovestibulopexia; Prótesis de sustitución osicular total
∗
Resumen Introducción: Existen numerosas prótesis dise˜ nadas con el fin de sustituir elementos osiculares en el oído medio. En este trabajo presentamos el dise˜ no de una nueva prótesis de sustitución osicular total anclada en el mango del martillo y analizamos su comportamiento mecanoacústico teórico. Métodos: Para el dise˜ no de la prótesis hemos utilizado el método de los elementos finitos (FEM) basándonos en un modelo computarizado 3D dinámico del oído medio humano, analizando su comportamiento mecánico. Resultados: La prótesis resultante presenta un comportamiento mecanoacústico teórico superponible al del oído humano sano. Posee, además, otras ventajas biológicas como son estabilidad y la facilidad de implantación. Conclusiones: La simulación computarizada puede ser utilizada para dise˜ nar y optimizar las características vibroacústicas de prótesis implantables en el oído medio. Mostramos la eficiencia mecanoacústica de un nuevo dise˜ no de prótesis de maleovestibulopexia útil en la reconstrucción de la cadena osicular. © 2014 Elsevier Espa˜ na, S.L. Todos los derechos reservados.
Autor para correspondencia. Correos electrónicos: [email protected], [email protected] (L.A. Vallejo Valdezate).
http://dx.doi.org/10.1016/j.otorri.2014.02.011 0001-6519/© 2014 Elsevier Espa˜ na, S.L. Todos los derechos reservados.
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L.A. Vallejo Valdezate et al
KEYWORDS Middle ear mechanics; Finite elements method; Middle ear prosthesis; Ossiculoplasty; Malleovestibulopexy; Total ossicular replacement prosthesis
Design and experimental analysis of a new malleovestibulopexy prosthesis using a finite element model of the human middle ear Abstract Introduction and Objective: Many designs of prostheses are available for middle ear surgery. In this study we propose a design for a new prosthesis, which optimises mechanical performance in the human middle ear and improves some deficiencies in the prostheses currently available. Our objective was to design and assess the theoretical acoustic-mechanical behaviour of this new total ossicular replacement prosthesis. Methods: The design of this new prosthesis was based on an animal model (an iguana). For the modelling and mechanical analysis of the new prosthesis, we used a dynamic 3D computer model of the human middle ear, based on the finite elements method (FEM). Results: The new malleovestibulopexy prosthesis design demonstrates an acousticalmechanical performance similar to that of the healthy human middle ear. This new design also has additional advantages, such as ease of implantation and stability in the middle ear. Conclusions: This study shows that computer simulation can be used to design and optimise the vibroacoustic characteristics of middle ear implants and demonstrates the effectiveness of a new malleovestibulopexy prosthesis in reconstructing the ossicular chain. © 2014 Elsevier Espa˜ na, S.L. All rights reserved.
Introducción La reparación de los huesecillos del oído medio en aquellos procesos en los que su integridad puede verse comprometida (tumorales, infecciosos, traumáticos. . .) ha dado lugar a numerosos dise˜ nos protésicos dirigidos a paliar dicho da˜ no. Estos dise˜ nos varían tanto en su morfología como en el material empleado para su fabricación, con comportamientos mecánicos y biológicos diferentes. Sin embargo, debido a la variabilidad de factores que afectan a la reconstrucción osicular, no siempre es posible determinar y comparar in vivo las consecuencias de las modificaciones mecanoacústicas inducidas en el oído reconstruido. Las prótesis de sustitución osicular total (TORP) convencionales actualmente comercializadas (situadas bajo la membrana timpánica) presentan algunas deficiencias como son la falta de estabilidad tras su colocación en el oído medio, la posibilidad de contacto con el marco óseo (reduciendo sensiblemente su eficiencia mecanoacústica) y su posible extrusión por da˜ no timpánico. En el caso de las TORP que se anclan en el mango del martillo (prótesis de maleovestibulopexia) se ha observado la rotura del mango del martillo por posible privación vascular del mismo. En la actualidad disponemos de medios matemáticos e informáticos basados en el método de los elementos finitos (FEM) con los que podemos analizar el comportamiento tanto del oído sano como del reparado quirúrgicamente, obviando aquellos factores que inducen variabilidad en los resultados (presión endotimpánica, cicatrización, neumatización, etc.). Además estos modelos tridimensionales nos permiten optimizar no solo el dise˜ no sino el comportamiento mecanoacústico de cualquier prótesis de sustitución osicular sin necesidad de acudir a modelos biológicos. Desde hace a˜ nos nuestro grupo analiza y dise˜ na prótesis de sustitución osicular utilizando un modelo computarizado 3D basado en el FEM1,2 .
En este trabajo mostramos una nueva prótesis de sustitución osicular total que une funcionalmente el mango del martillo, al que se ancla, con el oído interno (maleovestibulopexia [MVP]) y que pretende solventar algunos de los inconvenientes de las prótesis actualmente comercializadas. El FEM con el que ha sido dise˜ nada y validada nos ha permitido optimizar sus características físicas (morfología, masa, rigidez) así como definir la posición óptima de contacto en el oído medio, no solo para transmitir el sonido de forma eficiente sino para reducir la posibilidad de extrusión o movilización tras su implantación. Sus características biológicas y mecanoacústicas hacen de ella una prótesis de sustitución osicular a tener en cuenta en las cirugías reconstructivas del oído medio.
Métodos Modelo 3D computarizado basado en elementos finitos El FEM es una herramienta numérica orientada a su implementación en ordenadores utilizado en ingeniería para predecir, en la fase de dise˜ no, cómo se comportará el producto real ante alteraciones externas producidas por prácticamente cualquier fenómeno físico. El objetivo final del empleo de estos métodos es evitar, en lo posible, recurrir al costoso proceso, en tiempo y dinero, de construir prototipos y someterlos a ensayos, a veces destructivos, para comprobar que se comporta conforme a sus especificaciones en condiciones de trabajo. Este método ya no considera la estructura como un continuo (como ocurría con los métodos clásicos de cálculo) sino que considera cada sólido como un conjunto de peque˜ nos elementos de dimensión finita relacionados entre sí a través de nodos o uniones de contacto. El comportamiento de cada
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia uno de esos elementos se obtiene formulando un sistema de ecuaciones diferenciales y algebraicas. Las incógnitas serán los desplazamientos de los nodos, en función de los cuales expresaremos los desplazamientos de los puntos interiores de cada elemento formulando una hipótesis. Ensamblando los sistemas de ecuaciones se obtiene un sistema para todo el sólido con un elevado número de ecuaciones, que puede ser resuelto con un ordenador. Fundamentalmente, se trata de la resolución de la ecuación del movimiento:
¨(t) + [C] u ˙(t) + [K] u(t) = f(t) [M] u
3 Geometría y método de cálculo.
- El medio continuo se divide en un número finito de elementos, cuyo comportamiento se define mediante un conjunto finito de parámetros o grados de libertad. - Los elementos están conectados entre sí mediante un número discreto de puntos, que se denominan nodos, situados fundamentalmente en los contornos (aunque pueden existir nodos interiores). Los desplazamientos de los nodos son las variables incógnita del problema. - El campo de desplazamientos dentro de cada elemento viene determinado por las funciones de forma, que los relaciona con los desplazamientos de los nodos de ese elemento. Es decir, el elemento se deforma, pero la deformación es conocida como función de los desplazamientos de sus nodos. - Las funciones de forma se eligen por el usuario, cuando se crea el modelo, al elegir el tipo del elemento. Definen, de manera única, el campo de desplazamientos dentro de cada elemento finito, en función de los desplazamientos nodales de cada elemento. - Se determina un sistema de fuerzas concentradas en los nodos, de manera que se equilibren las tensiones en el contorno y cualesquiera de las cargas repartidas. Los pasos a realizar en el FEM son los siguientes (esquema 1): 1. -Mallar la estructura en elementos finitos. Este paso caracterizará el grado de confianza de los resultados obtenidos con posterioridad. 2. -Formular la ecuación de comportamiento y determinar las propiedades de cada elemento a partir de la geometría del problema, las propiedades del material, la naturaleza del problema y los datos de cargas. Se escogerá el tipo de elemento finito más adecuado para resolver el problema. 3. -Ensamblar las ecuaciones de cada elemento. Aplicación de las fuerzas y momentos exteriores. 4. -Introducir las condiciones de contorno en la matriz ensamblada. 5. -Resolver el sistema de ecuaciones y obtener la respuesta en tensiones o desplazamientos.
Condiciones de contorno
Para todos los elementos
Cálculo de las matrices del elemento
Ensamblaje en matriz global
Donde: [M] = matriz de masa, [C] = matriz de amortiguamiento, [K] = matriz de rigidez, {u} = vector de desplazamientos, {f(t)} = vector de fuerzas. Las hipótesis que se van a plantear en el desarrollo del FEM son las siguientes:
Características del material
Resolución del sistema de ecuaciones Cálculos complementarios
Salida de resultados
Esquema 1
El modelo de los huesecillos del oído humano simulado se obtuvo mediante el software Hypermesh 7.0 (las características por las que definimos matemáticamente cada uno de estos elementos se muestran en la tabla 1). La malla se exporta al software MSC Patran donde preprocesamos, para posteriormente procesar en el software MSC Nastran. Una vez procesado el modelo, realizaremos nuevos ajustes en MSC Patran. La validación del modelo simulado se realiza a través de la medida de la amplitud del desplazamiento del umbo. Para ello tomamos como referencia las medidas experimentales del desplazamiento del umbo realizada por Vlaming y Feenstra3 y los resultados experimentales utilizando un vibrómetro láser monopunto en 4 voluntarios sanos (fig. 1) a una intensidad sonora de 80 dB. Una vez que ya se conoce la curva de desplazamiento experimental, se puede validar el modelo simulado. Para ello, se calcula una función de respuesta en frecuencia (FRF) que permite conocer el desplazamiento del umbo en el modelo simulado y comparar con los mediciones obtenidas experimentalmente. Para la introducción de la prótesis en el modelo simulado del oído acoplado, eliminamos todos los elementos que van a ser reemplazados por la prótesis. Estos elementos eliminados son el yunque y sus ligamentos, el músculo estapedial y el estribo, así como la platina. Para evaluar el comportamiento teórico de la nueva prótesis analizamos el desplazamiento, la impedancia y la función de transferencia (FT) en el modelo computarizado del oído antes de ser manipulado y tras implantar la prótesis en el mismo. La FT es la ganancia o diferencia de presión sonora medida entre 2 puntos. Los puntos utilizados para calcular la FT fueron:
- En el modelo del oído no manipulado: el umbo y un punto central de la platina. - Tras insertar el nuevo dise˜ no de prótesis: el umbo y un punto del extremo medial (vestibular) de la prótesis.
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Nombre
1 2 3 4 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 37 38 52
Tejido biológico (membrana) Músculo estapedial Músculo tensor timpánico Anillo timpánico Ligamentos del yunque Ligamento superior del martillo Ligamento lateral del Martillo Martillo (cuello) Martillo (manubrio) Martillo (cabeza) Unión fibrosa tímpano-martillo Articulación incudo-maleolar Articulación incudo-estapedial Apófisis corta del yunque Cuerpo del yunque Apófisis larga del yunque Estribo Tímpano (fibras radiales) Tímpano (fibras parabólicas) Tímpano (fibras semilunares)
Densidad (kg/m3 ) 1.200 1.200 1.200 500 1.200 1.200 1.200 4.530 3.700 2.550 50 1.200 1.200 2.260 2.360 5.090 2.200 1.200 1.200 1.200
Módulo de Young (Pa)
Coeficiente de Poisson
Coeficiente de absorción
3, 30E + 07 5,20E + 05 2,60E + 06 2,10E + 15 6,50E + 05 6,50E + 05 2,10E + 07 1,41E + 10 1,41E + 10 1,41E + 10 2,00E + 10 2,00E + 10 7,00E + 05 1,41E + 10 1,41E + 10 1,41E + 10 1,41E + 10 1,00E + 07 1,00E + 07 1,00E + 07
0,29 0,2 0,2 0,29 0,29 0,3 0,3 0,2 0,2 0,2 0,29 0,4 0,3 0,2 0,2 0,2 0,2 0,3 0,3 0,3
0,35 0,2 0,2 0,35 0,3 0,25 0,25 0,05 0,05 0,05 0,25 0,25 0,3 0,05 0,05 0,05 0,717 0,35 0,35 0,35
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Número de elemento
L.A. Vallejo Valdezate et al
no y análiCómo citar este artículo: Vallejo Valdezate LA, et al. Nueva prótesis de maleovestibulopexia. Dise˜ sis experimental en un modelo computarizado 3D basado en elementos finitos. Acta Otorrinolaringol Esp. 2014. http://dx.doi.org/10.1016/j.otorri.2014.02.011
no de los diferentes elementos que constituyen el modelo del oído utilizando el método de los Tabla 1 Características y propiedades mecánicas empleadas para el dise˜ elementos finitos
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia
5
0,0000001
Desplazamiento del umbo (m)
Respuesta teórica del modelo
0,0000001
1E–09
Media cuadrática de la medidas en cuatro voluntarios sanos
1E–10
1E–11 10
100
1.000
10.000
Frecuencia (Hz)
Figura 1 Validación del modelo computarizado del oído: Respuesta teórica en el modelo sometido a un estímulo de 80 dB SPL comparándola con las mediciones reales obtenidas por Vlaming y Feenstra en 4 individuos sanos.
La prótesis está dise˜ nada en titanio, material biocompatible con el ser humano. La geometría de la prótesis es tal que presenta un anclaje elástico para su unión con el mango del martillo, ya que este hueso no suele presentar lesiones en las enfermedades para las que se considera el uso de esta prótesis. El otro extremo presenta una sección circunferencial para su introducción en la ventana oval. Esta unión es considerada un conjunto rígido y en nuestro modelo se representará con elementos rígidos que permiten una unión rígida entre nodos.
Resultados Basamos nuestro dise˜ no de prótesis en modelos animales que solo poseen un elemento en su cadena osicular (columela) como son las aves y los reptiles. Los modelos aviares no son útiles para nuestra finalidad debido a que, en las aves, la ventana oval se dispone de forma central a la membrana timpánica (lo que no ocurre en humanos en los que el nicho de la ventana se sitúa en posición excéntrica con respecto al umbo de la membrana timpánica). Esta disposición excéntrica característica del humano la encontramos en reptiles, concretamente en la iguana (Iguana iguana) en cuya columela basamos nuestro dise˜ no (fig. 2). La elección de titanio como material de fabricación se debió tanto a su contrastada biocompatibilidad como a sus propiedades físicas (masa y rigidez) que le confieren características idóneas para la fabricación de prótesis de sustitución osicular en el oído medio. El peso teórico de la prótesis fabricada con este material es de 0,004 g para una longitud de 5,5 mm. Otros materiales biocompatibles para su fabricación pudieran ser oro, platino y acero. Sus masas y la rigidez de estos sitúan en desventaja una prótesis fabricada con ellos frente a otra fabricada en titanio (tabla 2).
En cuanto a las peculiaridades morfológicas de esta nueva prótesis destacan las siguientes: - Extremo lateral: Anclaje ajustado a la faceta endotimpánica del tercio medio del mango del martillo. Este tipo de anclaje evita el despegamiento de la membrana timpánica del mango del martillo y el posible desplazamiento posterior de la prótesis. La elección de un anclaje situado medialmente al mango del martillo y que pudiera amarrarse a su porción central obliga a conocer las dimensiones del mismo, por lo cual estudiamos 10 martillos obtenidos de cadáver. La media de los
Figura 2 Fotografía del oído medio de la iguana, observándose el anclaje del extremo lateral de su único elemento osicular a la zona central de la membrana y la curvatura de la columela.
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Extremo lateral
Extremo medial
Figura 3 Mallado de la nueva prótesis utilizando el FEM. El extremo lateral en forma de horquilla elástica se amarra a la porción endotimpánica del mango del martillo mientras el extremo medial se dirige a la ventana oval, salvando la diferente posición entre ambos por el dise˜ no arqueado de la prótesis.
Figura 4 A) Modelado mediante FEM de la parte externa y media del oído humano ensambladas, previamente a cualquier manipulación. B) Representación del modelo del oído tras reemplazar yunque y estribo por la nueva prótesis de maleovestibulopexia.
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia Tabla 2
7
Características físicas de diferentes materiales considerados para la fabricación de la prótesis
Material
Volumen (mm3 )
Densidad (kg/m3 )
Densidad (kg/mm3 )
Peso (kg)
Peso (g)
Platino Titanio Oro Acero
1,01029 1,01029 1,01029 1,01029
21.450 4.507 19.300 7.800
0,00002145 0,000004507 0,0000193 0,0000078
2,17E-05 4,55E-06 1,95E-05 7,88E-06
0,02167072 0,00455338 0,0194986 0,00788026
Tabla 3
Propiedades mecánicas del titanio
Material
Densidad
Módulo de Young (MPa)
Coeficiente de Poisson
Titanio
4,50E-09
116.000
0,34
diámetros en el tercio medio del mango del martillo fue de 1,2 mm (± 0,2 mm). Consideramos estas mediciones a fin de dise˜ nar el anclaje de la prótesis 0,3 mm menor que el diámetro medio para que, debido a las propiedades elásticas del titanio, consiguiésemos un ajuste óptimo al mango del martillo. - Extremo medial (vestibular) discretamente ensanchado, incrementando la superficie de contacto con el oído interno. Este extremo puede contactar directamente con la perilinfa (a través de una platinotomía calibrada) o bien interponer entre esta y la prótesis un injerto biológico autólogo (idealmente vena o pericondrio). - Vástago de dise˜ no suavemente curvado evitando pérdidas de eficiencia energética que muestran las prótesis anguladas. Los parámetros del titanio necesarios para su modelización se muestran en la tabla 3. Con estos conceptos iniciales procedimos al dise˜ no de la prótesis mediante CAD y a su posterior mallado en Hypermesh 7.0 exportando la malla creada a MSC Patran y obteniendo el modelo definitivo (fig. 3). Para evaluar el comportamiento mecanoacústico de la prótesis (fig. 4) procedimos a la eliminación (en modelo computarizado 3D) del yunque y sus ligamentos así como
del estribo, insertando el modelo de la prótesis en su lugar (fig. 5). Estudiamos en el modelo del oído los desplazamientos de la prótesis, la impedancia del oído medio así como la FT en el oído. 1) Desplazamientos. El desplazamiento teórico del umbo en el modelo computarizado, simulando un estímulo de 80 dB de presión distribuida en toda la superficie la membrana timpánica y una vez emplazada la prótesis en su lugar, es superponible al del oído medio normal (fig. 6). En la figura 7 se muestra el desplazamiento teórico tanto del extremo medial de la prótesis situada en una posición centrada en la ventana oval como de un punto central de la platina. Puede observarse cómo los desplazamientos de la prótesis se asemejan a los de la platina, siendo discretamente mayores a los de esta, pero conservándose la morfología de la curva. Otro parámetro a tener en cuenta son los desplazamientos de la prótesis cuando se modifica la presión endotimpánica. Hemos calculado el desplazamiento teórico del extremo distal de la prótesis sometido a variaciones de presión endotimpánicas fisiológicas y suprafisiológicas (entre +400 y −400 daPa) y debido al anclaje de la prótesis en el mango del martillo, estos desplazamientos son menores de 24,96754 m, a presiones endotimpánicas en el rango descrito.
Figura 5 A) Vista global del modelo tras implantación de la prótesis de maleovestibulopexia objeto del estudio. B) Posición de la prótesis en el oído medio (vista oblícua). C) Posición de la prótesis en el oído medio (vista craneal).
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8
L.A. Vallejo Valdezate et al Modelo simulado - umbo1,00E–07
Desplazamiento (m)
1,00E–08
1,00E–09
1,00E–10
1,00E–11
Oido normal
1,00E–12
Oido can prótesis 1,00E–13 10
100
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 6 Desplazamiento teórico del umbo en el modelo 3D del oído a 80 dB SPL antes de ser manipulado y tras la implantación de la prótesis de maleovestibulopexia.
Finalmente, comparamos el desplazamiento del umbo de esta prótesis de reciente dise˜ no con otra fabricada en el mismo material pero situada bajo el cuadrante posterosuperior timpánico. Se puede observar cómo esta segunda muestra un desplazamiento errático sobre todo en frecuencias agudas (fig. 8).2) Impedancia. El análisis de la impedancia analizada en el modelo, tanto en un punto central de la platina como en el umbo, muestra mínimas variaciones de la misma tras implantar el nuevo modelo de prótesis con respecto al modelo de oído intacto como se puede observar en las figuras 9 y 10. En la figura 9 se muestra la impedancia teórica del oído calculada en un punto central del extremo más distal (vestibular) de la prótesis y se compara con la impedancia de un punto central de la platina en el modelo del oído intacto. La figura 10 muestra la impedancia teórica analizada en un punto central de la membrana timpánica (umbo) antes y después de implantar el nuevo modelo de
prótesis. En ambos casos la impedancia teórica del oído medio reparado con la prótesis es ligeramente menor, debido a la menor masa de la misma en comparación con la cadena osicular.3) FT del sonido. La evolución teórica de la FT en función de la frecuencia es discretamente mejor en el oído tras implantar la prótesis de MVP que en el modelo del oído intacto (fig. 11) por la menor masa de la prótesis en comparación con los elementos osiculares a los que sustituye.
Discusión Son muchas las prótesis dise˜ nadas con la finalidad de paliar los da˜ nos ocurridos en la cadena de huesecillos en el oído medio humano. Aunque su finalidad sea la misma, se diferencian en los materiales usados en su fabricación (cerámicos, plásticos o metálicos) o en su morfología. El dise˜ no de la
Modelo simulado - punto central platina / extremo distal prótesis1,00E–07
Desplazamiento (m)
1,00E–08
1,00E–09
1,00E–10
1,00E–11
1,00E–12
Oido normal Oido con prótesis
1,00E–13 10
100
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 7 Comparación del desplazamiento teórico en el modelo del oído de un punto central de la platina del estribo y un punto central del extremo medial de la prótesis de maleovestibulopexia movilizados por un estímulo de 80 dB SPL de intensidad.
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1,00E–07
Desplazamiento del umbo (m)
Respuesta teórica del modelo
1,00E–08
1,00E–09
TORP titanio
1,00E–10
Nueva prótesis
1,00E–11 10
100
1.000
10.000
Frecuencia (Hz)
Figura 8 Comparación del desplazamiento teórico del umbo en el modelo del oído a 80 dB SPL en 3 situaciones diferentes: -En el modelo sin manipulación -En el modelo tras reemplazar yunque y estribo por la nueva prótesis de maleovestibulopexia y -En el modelo tras reemplazar yunque y estribo por una prótesis TORP convencional situada bajo el cuadrante posterosuperior.
gran mayoría de estas prótesis obedece más a preferencias del cirujano responsable del mismo que a criterios biológicos, fisiológicos o mecanoacústicos. Sin embargo, en la actualidad disponemos de herramientas matemáticas suficientemente potentes no solo para dise˜ nar sino para evaluar la respuesta mecanoacústica de cualquier prótesis en el oído humano antes de ser implantada sin necesidad de acudir a modelos biológicos. Para el dise˜ no de la prótesis de MVP tomamos por modelo animales con un solo elemento en su cadena de huesecillos optando por un reptil (iguana) al situarse excéntrico el extremo medial de su columela con respecto al centro de
la membrana timpánica, como ocurre en el humano4 . Para el dise˜ no y el análisis del comportamiento mecanoacústico de esta prótesis de sustitución osicular hemos utilizado un modelo matemático computarizado 3D basado en elementos finitos, dise˜ nado por nuestro grupo, al igual que otros grupos lo han realizado con anterioridad5 . Estos modelos matemáticos permiten optimizar la morfología o la posición acústicamente idónea de la prótesis para situarla en el oído medio además de analizar su respuesta mecánica ante diversas situaciones fisiológicas o patológicas. A este respecto hemos situado el extremo medial de la prótesis en una posición central de la platina, al ser este punto el
Modelo simulado - punto central platina / extremo distal prótesis1,00E+08
1,00E+07
Impedancia
1,00E+06
1,00E+05
1,00E+04
Oido normal
1,00E+03
Oido con prótesis 1,00E+02 10
100
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 9 Comparación de la impedancia teórica en el modelo del oído, evaluada en el umbo, antes y después de sustituir yunque y estribo por el nuevo dise˜ no de prótesis de maleovestibulopexia.
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L.A. Vallejo Valdezate et al Modelo simulado - umbo1,00E+08
1,00E+07
Impedancia
1,00E+06
1,00E+05
1,00E+04
Oido normal
1,00E+03
Oido con prótesis 1,00E+02 100
10
Frecuencia (Hz)
1.000
10.000
Figura 10 Comparación de la impedancia teórica en el modelo del oído, evaluada en un punto central de la platina, antes y después de sustituir yunque y estribo por el nuevo dise˜ no de prótesis de maleovestibulopexia.
acústicamente idóneo cuando se procede a implantar una prótesis de sustitución osicular total6 . La elección del titanio como material idóneo para la fabricación de la prótesis se ha debido a su biocompatibilidad ya contrastada y a las características físicas de este material (masa y rigidez) que lo dotan de cualidades óptimas para la fabricación de prótesis de sustitución osicular en el oído medio7 . La prótesis de sustitución osicular que presentamos muestra una serie de ventajas que podemos agrupar en 2: mecanoacústicas y biológicas.
Ventajas mecanoacústicas Diversos trabajos han demostrado que cualquier porción periférica de la membrana timpánica es más móvil que la porción central, en contacto con el mango del martillo8 . Sin embargo este hecho no implica que sean aquellas
porciones periféricas las posiciones óptimas bajo las cuales situar una prótesis. El movimiento transmitido desde la membrana timpánica al mango del martillo se debe a la fuerza resultante del movimiento complejo que ocurre en las distintas porciones de la membrana en función de la intensidad y la frecuencia del estímulo que la alcanza9 . El hecho de elegir el anclaje de esta prótesis en el mango del martillo, en vez de bajo el cuadrante superior timpánico, supone una ventaja al aprovechar la resultante final del movimiento de la membrana timpánica y no solo de la porción del tímpano bajo la que asienta10 . Goode ya se˜ naló, como característica ideal de una prótesis, que el apoyo de aquella ocupase una posición central en la membrana timpánica11 . En aquellos animales que poseen una columela en su oído medio, como las aves o los reptiles, la porción lateral de esta columela se sitúa centrada en la membrana timpánica y no en una porción periférica. En este sentido esta nueva prótesis imita la solución evolutiva en oídos medios con un solo elemento de transmisión hacia el oído
1,00E+02
Transfer function
1,00E+01
1,00E+00
1,00E–01
1,00E–02 Modelo oido sano 1,00E–03
1,00E–04 10
Modelo oido con prótesis
100
Frequency (Hz)
1.000
10.000
Figura 11 Compración de la función de transferencia sonora teórica en el modelo del oído intacto y tras implementar en él la nueva prótesis de maleovestibulopexia.
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Dise˜ no y análisis de una nueva prótesis de maleovestibulopexia interno. Esta ventaja no es solo evolutiva ya que, como se˜ nala Bance, las prótesis ancladas en el mango del martillo presentan una mejor transmisión de la vibración sonora que aquellas que se sitúan bajo la membrana timpánica12 . Por otro lado, la colocación de la prótesis anclada en el mango del martillo favorece el aprovechamiento de una hipotética acción auditiva (no bien estudiada) del músculo tensor timpánico. En algunos trabajos, sin embargo, se afirma que las prótesis situadas bajo el cuadrante posterosuperior son más estables que esas mismas prótesis localizadas bajo el mango del martillo5 . Este hecho se debe al dise˜ no de la prótesis analizada con una superficie de apoyo plana que solo contacta con el mango; sin embargo, el dise˜ no de la prótesis aquí presentada ofrece mayor estabilidad puesto que se amarra al mango del martillo, dificultándose su desplazamiento. La elección del anclaje de la prótesis al mango del martillo plantea un problema derivado de la posición excéntrica de la ventana oval con respecto al centro de la membrana timpánica: la angulación necesaria para unir el centro de la membrana timpánica con el centro de la ventana oval. En estudios experimentales se ha mostrado que la angulación media en cadáver entre el mango del martillo y el centro de la ventana oval es de 49◦ (variando entre 14 y 71◦ )12 . Para salvar esta diferencia de posición entre el mango del martillo y el centro de la ventana oval se han dise˜ nado prótesis anguladas, lo que les resta eficiencia mecánica13 . En no que presentamos hemos solventado este problema el dise˜ mediante el dise˜ no ligeramente curvo, no angulado, de la prótesis, evitando la pérdida de eficiencia asociada a las angulaciones. Una situación fundamental en la transmisión de la energía mecánica en el oído medio es la de la tensión de sus elementos: si estos son hipermóviles pueden ser tan poco eficientes, en términos de transmisión de sonido, como si quedaran a excesiva tensión14 . Para evitar que la prótesis sea corta y no apoye correctamente en la platina de la ventana oval o, al contrario, sea excesivamente larga aumentando la tensión en el oído medio, propugnamos 4 longitudes (4,5; 5; 5,5 y 6 mm) así como la posibilidad de eliminación de la platina del estribo que será sustituida por pericondrio o vena lo que permite una ligera introducción del extremo medial de la prótesis en el vestíbulo. Finalmente el dise˜ no ligeramente ensanchado del extremo medial de la prótesis favorece una mejor transmisión del sonido a la cóclea en todo el rango frecuencial como se observa al analizar los desplazamientos, la impedancia y la FT analizados en el modelo computarizado.
Ventajas «biológicas» A) Facilidad de colocación. Las prótesis de sustitución osicular total ancladas en el mango del martillo (MVP) actualmente comercializadas obligan a despegar la porción de la membrana timpánica que se inserta en esta porción de hueso lo que, ocasionalmente, puede favorecer su rotura al privarla de su aporte vascular. El anclaje de la prótesis bajo el mango del martillo es más simple que el despegamiento de la membrana del mango del martillo y evita su avascularidad. También la colocación del extremo distal es simple ya que se apoya en el injerto elegido para sellar la ventana
11 oval una vez abierta. Incluso opcionalmente, en oídos bien ventilados (como puede ser en una revisión tras fracaso de estapedectomía por lisis del yunque), no sería necesario apoyar el extremo distal de la prótesis en un injerto biológico que cubra la ventana oval. Debido al dise˜ no del anclaje de la prótesis en el mango del martillo y siempre que la longitud de la prótesis sea la óptima, podríamos introducir 0,5 mm el extremo distal en una platinotomía calibrada. Al contrario que la mayor parte de las prótesis actuales que quedan «libres» en el oído medio y que han de apoyarse obligatoriamente en un injerto o en la propia platina para evitar introducirse en el vestíbulo, este nuevo dise˜ no impide la introducción del extremo distal debido al firme anclaje de su extremo proximal en el mango del martillo. B) Ausencia de desplazamiento de la prótesis. Una de las causas de fracaso en la recuperación auditiva tras timpanoplastia en la que se utilizan prótesis situadas bajo el cuadrante posterosuperior timpánico es su desplazamiento, inducido por variaciones en la presión endotimpánica. Esta situación provoca el contacto de la prótesis con el marco óseo, desprendimiento de la prótesis hacia el hipotímpano o desplazamientos de su situación inicial óptima. En el origen de gran parte de las enfermedades que precisarán de reconstrucción con prótesis de sustitución osicular total se encuentran alteraciones en la función de la trompa de Eustaquio que dan lugar a variaciones suprafisiológicas de la presión endotimpánica. En comparación con las amplitudes de las presiones sonoras fisiológicas, las variaciones de la presión estática es varias veces mayor15 . Estas condiciones suprafisiológicas en la presión estática endotimpánica se mantienen en muchos de los oídos reconstruidos. Por este motivo las prótesis utilizadas en la reconstrucción osicular pueden sufrir desplazamientos originados por estas variaciones de presión: bien hacia el vestíbulo (en caso de presiones negativas) o en sentido contrario (durante la realización de maniobras de Valsalva)16 . Este hecho puede suponer una reducción del rendimiento mecanoacústico de las prótesis empleadas y aparece más pronunciado en aquellas prótesis que se sitúan en el cuadrante posterosuperior timpánico, debido a las mayores amplitudes de movimiento de esta zona de la membrana. Por el contrario, las prótesis ancladas en el mango del martillo presentan un menor desplazamiento originado por variaciones de la presión endotimpánica, puesto que los anclajes del martillo a la caja (músculo tensor timpánico y ligamentos) limitan sus desplazamientos. C) Respeto de la vascularización del mango del martillo. Las prótesis de sustitución osicular total tipo MVP se anclan en el mango del martillo mediante un bucle o un clip pero en ambas su dise˜ no obliga al despegamiento de la membrana timpánica del citado huesecillo. Este despegamiento puede alterar la nutrición de esta porción de hueso ya que su vascularización la recibe por peque˜ nas ramas perforantes de la membrana timpánica. Por este motivo, cuando hemos procedido a realizar MVP despegando la membrana timpánica del mango del martillo, hemos observado con frecuencia lisis de la porción del osículo en la que se ancla la prótesis. Con nuestro dise˜ no evitamos lesionar el aporte vascular del mango y, consiguientemente, su rotura por avascularidad. D) Posibilidad de utilización en caso de fijación de la cabeza del martillo. Puesto que el anclaje de la prótesis
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12 se realiza en el mango del martillo, la anquilosis atical de la cabeza de este huesecillo no es un obstáculo para su utilización. Bastaría la sección del cuello del martillo por encima de la inserción del tendón del músculo tensor timpánico para dotar al sistema de la libertad de movimientos necesaria para una adecuada transmisión sonora. Las características mecanoacústicas teóricas de esta nueva prótesis asociadas a sus ventajas biológicas indicarían su utilidad en las siguientes situaciones: - Cualquier reconstrucción osicular con persistencia del mango del martillo (enfermedad crónica del oído medio, da˜ no traumático del oído medio, etc.). - Fracaso de estapedectomía por lisis del yunque. - Cirugías de revisión de timpanoplastia. - Fijación osicular atical congénita o adquirida. - Cirugía del colesteatoma atical con extensión mesotimpánica y erosión de la supraestructura del estribo.
Conclusiones La nueva prótesis de sustitución osicular total dise˜ nada utilizando el FEM y analizada en este estudio muestra un comportamiento mecanoacústico superponible al del oído medio sano. Su dise˜ no dificulta el desplazamiento o extrusión y garantiza la óptima transmisión del sonido tanto por sus características de masa y rigidez como por el lugar de anclaje elegido en el mango del martillo. Son necesarios nuevos estudios mediante vibrometría láser en hueso temporal de cadáver fresco que validen los resultados y las ventajas teóricas anteriormente expuestas.
Financiación Esta investigación ha sido financiada por la Gerencia Regional de Salud de la Consejería de Sanidad de la Junta de Castilla y León (GRS 495/A/10).
Conflicto de intereses Los autores declaran no estar sometidos a ningún conflicto de intereses. La prótesis objeto de este estudio ha sido registrada en el Registro de Patentes y Marcas con el número PCT/ES2010/000522.
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no y análiCómo citar este artículo: Vallejo Valdezate LA, et al. Nueva prótesis de maleovestibulopexia. Dise˜ sis experimental en un modelo computarizado 3D basado en elementos finitos. Acta Otorrinolaringol Esp. 2014. http://dx.doi.org/10.1016/j.otorri.2014.02.011
