ES2261198T3 - Dispositivo protesico para articulaciones humanas, en particular la articulacion del tobillo. - Google Patents

Abstract

Dispositivo (1) protésico para articulación del tobillo para segmentos de articulación que comprende: - un primer componente (2) que tiene una primera superficie de apoyo articular (5), el primer componente (2) estando vinculado sobre un primer segmento de hueso tibial (11); - un segundo componente (3) que tiene una segunda superficie de apoyo articular (6) opuesta a la primera superficie de apoyo (5) del primer componente (2), el segundo componente (3) estando vinculado sobre un segundo segmento de hueso talar (20); y - un tercer componente (4) intercalado entre el primero (2) y el segundo componente (3), que tiene dos superficies de apoyo, tercera y cuarta, articular (7 y 8) cuyas formas individuales son substancialmente complementarias a dichas primera y segunda superficie articular (5 y 6) del primer (2) y del segundo (3) componente, dichas dos superficies de apoyo, tercera y cuarta, articular (7 y 8) pudiéndose deslizar libremente y estando vinculadas individualmente de modo no cautivo; caracterizado por el hecho que: - ni la primera superficie de apoyo articular (5), ni la segunda superficie de apoyo articular (6) tienen exacta o aproximadamente formas correspondientes a dichos segmentos de articulación; - las superficies de apoyo articular, primera y tercera (5 y 7) y segunda y cuarta (6 y 8) estando configuradas recíprocamente complementarias para permitir reproducir el eje de rotación no fijo de la articulación, manteniendo al mismo tiempo total congruencia, dichas dos superficies, tercera y cuarta, de apoyo articular (7 y 8) siendo deslizables libremente, e individualmente no siendo cautivas ni en un plano sagital y tampoco en un plano frontal ortogonal al plano sagital.

Description

Dispositivo protésico para articulaciones humanas, en particular para la articulación del tobillo.

La presente invención se refiere a una prótesis total para la articulación del tobillo humano y a métodos para el diseño de las formas y tamaños específicos del sujeto de los respectivos componentes, en particular para una prótesis de tres componentes con un menisco para la completa congruencia de las partes en todas las posiciones de la articulación del tobillo humano.

En reemplazos totales del tobillo, las superficies articulares deterioradas se quitan y se suplen por una articulación artificial denominada prótesis. Los objetivos son a) aliviar el dolor, b) restablecer la movilidad original, c) restablecer la estabilidad original de la articulación.

El diseño de suplir articulaciones humanas debe enfrentar el siguiente y tradicional dilema. En una articulación sometida a cargas multidireccionales como el tobillo, un tipo de prótesis no vinculado o semivinculado que permita la necesaria movilidad axial y transversal así como también de extensión/flexión exige un contacto incongruente, que, de todos modos conduce a una inadecuada capacidad de carga. Por el contrario, un tipo congruente de prótesis produce fuerzas de vinculación no deseadas que sobrecargan el sistema de fijación. Para resolver este dilema, en algunos casos se podría adoptar el uso de un elemento de cojinete (menisco) flotante. Las prótesis de menisco preven una completa congruencia por toda la gama de posiciones de la articulación con componentes apenas vinculados para permitir que los tejidos blandos sigan controlando el movimiento fisiológico de la articulación. Sin embargo, se pueden prever posibles problemas relacionados con el riesgo de subluxación y/o dislocación. Ello depende respectivamente del grado de estabilidad de la articulación contra la dislocación y del grado de atrape del elemento de menisco situado entre los componentes fijados al hueso.

El dolor al tobillo resistente a la terapia y las desventajas de la artrodesis del tobillo (es decir fusión de las dos superficies dañadas) han conducido, desde los primeros años de la década del Setenta, al desarrollo de numerosas prótesis para la articulación del tobillo. Después de haber obtenido los primeros resultados alentadores, la artroplastia del tobillo adquirió una mala reputación sobre la base de muchos estudios de control clínicos-radiográficos de largo plazo. Los frecuentes fracasos de los implantes precedentes han sido relacionados principalmente al inadecuado restablecimiento de la estabilidad y movilidad original del conjunto del tobillo, provocado por el pobre conocimiento del papel de guía/estabilización que juegan los ligamentos implicados. La respectiva contribución de las estructuras ligamentosas y superficies articulares de la articulación en su estabilidad pasiva y activa, en efecto, todavía no se ha comprendido en su totalidad.

Desde los primeros años de la década del Setenta, las desventajas de artrodesis de tobillo ha dado motivo para la realización de numerosos proyectos de artroplastia del tobillo. Todos los proyectos ideados por los pioneros (1970-1979) estaban caracterizados por prótesis de dos componentes, posteriormente clasificados como vinculados, semivinculados y no vinculados. Los proyectos de dos componentes también se han catalogado como incongruentes (troclear, biesférico, cóncavo-convexo, convexo-convexo) y congruentes (esférico, esferoidal, cónico, cilíndrico, cilíndrico corredizo), en función de la forma de las dos superficies articulares. El primer tipo permite un mejor restablecimiento del normal movimiento de la articulación pero brinda una pobre resistencia al desgaste y deformación debido a las grandes solicitaciones locales como consecuencia de las pequeñas áreas de contacto y, por ende, de la pobre estabilidad intrínseca. De los proyectos congruentes, en cambio, se espera que brinden una mejor prestación en términos de resistencia al desgaste y deformación superficial debido a una mejor distribución de la presión, pero también se espera un inadecuado restablecimiento de la característica de rotación sobre tres planos y de deslizamiento articular. También los diseños cilíndricos o cónicos pueden brindar alta estabilidad puesto que las superficies son obligadas a la total conformidad bajo carga, restringiendo el movimiento a un solo plano.

No obstante la multitud de concepciones, hasta el día de la fecha todavía no se tienen diseños de artroplastia total del tobillo con resultados clínicos comparables a los logrados mediante artrodesis y a los obtenidos con el reemplazo total de cadera y rodilla. La causa más frecuente de fracaso es la movilización aséptica de los componentes tibiales y/o talares, sin embargo las complicaciones también incluyen infección profunda, dehiscencia de la herida quirúrgica, subluxación lateral y/o medial de los meniscos flotantes, interferencia (impingement) lateral talofibular de la articulación, hundimiento del componente talar. La relación entre la causa del fracaso y la etiología de la enfermedad degenerativa ha sido estudiada por muchos autores; estos últimos brindando una amplia variedad de resultados.

Los motivos de los pobres resultados clínicos de los anteriores diseños específicos son varios, tales como por ejemplo excesiva resección del hueso y subluxación del menisco. Los problemas comunes son inestabilidad antero-posterior e inversión-eversión de los diseños no vinculados, altas solicitaciones por contacto, altas fuerzas de vinculación de los diseños vinculados que producen alta solicitación en la interfaz entre el componente prostético y el hueso. Considerando los diferentes tipos de prótesis, la incidencia más elevada del fracaso se presenta en los diseños vinculados. Los diseños no vinculados con superficies articulares no congruentes presentan resultados que son apenas mejores. Sin embargo, para este tipo de reemplazo se ha señalado un desgaste intrínsecamente pobre, escasa resistencia a la deformación y escasa estabilidad.

Los diseños de prótesis más recientes, tal como el publicado en el documento US 4.309.778 están caracterizados por tener tres componentes y comprenden un menisco flotante, introducido para permitir una total congruencia en las superficies articulares en todas las posiciones de la articulación para así minimizar el desgaste de los componentes enfrentando al mismo tiempo la naturaleza multiaxial de la rotación del tobillo. Todos esos diseños están caracterizados por una superficie plana y una curva para el elemento intermedio flotante, para permitir la característica rotación interna/externa en la articulación del tobillo. El menisco flotante había sido introducido para permitir una libertad controlada de movimiento con respecto al componente tibial, permitiendo un movimiento controlado antero-posterior así como también uno medial-lateral (ver el documento US-5.766.259), de manera tal de reducir el desgaste de las superficies y la solicitación en la interfaz entre el hueso y el componente tibial de la prótesis. Sin embargo, en el tobillo es improbable que tenga lugar el movimiento lateral debido al alto nivel de atrape del astrágalo dentro de la mortaja del tobillo en el plano frontal. Asimismo, jamás se ha tratado de entender cuales estructuras de articulación deberían permitir y controlar este movimiento.

El objetivo más importante de la presente invención, en efecto, es el de incluir las funciones de control y limitación de los ligamentos en el diseño de la prótesis del tobillo minimizando al mismo tiempo el desgaste.

Los límites de los precedentes diseños de tres componentes están relacionados con la falta de atención puesta al papel esencial de los ligamentos para restablecer el movimiento cinemático fisiológico de la articulación. Se debería restablecer el comportamiento original de relajación/tensado de los ligamentos para permitir el movimiento de rotación/deslizamiento fisiológico de las superficies articulares, según han descubierto recientemente los inventores. Este comportamiento se puede restablecer sólo cuando las formas de las superficies articulares protésicas y la geometría de las estructuras ligamentosas retenidas son compatibles, es decir las superficies articulares se mueven en contacto recíproco manteniendo al mismo tiempo algunas fibras de ligamento a una longitud constante. Todos los diseños anteriores de tres componentes tenían la finalidad de reproducir, para el componente talar, el mismo radio que el medido en los huesos intactos. La introducción de un tercer componente y de una forma diferente para la superficie de la mortaja del tobillo (de tipo plano), por el contrario, debería haber llevado aparejado el abandono de los criterios anatómicos para el diseño y debería haber conducido a una investigación más profunda de la perfecta compatibilidad de todas las estructuras pasivas.

El diseño de una prótesis para la articulación del tobillo debería tener como finalidad sea reproducir exactamente la completa geometría anatómica original sea de las estructuras ligamentosas como de las superficies articulares, sea restablecer la función compatible original de los ligamentos y de las superficies articulares introduciendo el componente flotante, independientemente de las formas anatómicas originales de las superficies articulares. En la primera opción, se debía restablecer la pequeña incongruencia entre las superficies articulares tibial y talar y su falta podía ser causa del fracaso de los diseños cilíndricos y esféricos. En la última opción, en cambio, se debía dejar de lado todo intento de imitar las formas anatómicas de las superficies articulares características de huesos intactos. Se considera que la confusión entre esas dos opciones (diseños de cojinete meniscal pero con superficies articulares que se aproximan a las curvas configuradas anatómicamente) debe ser el problema intrínseco de los diseños de prótesis de tres componentes propuestos hasta este momento, lo cual demuestra la importancia y originalidad de la presente invención. Los diseños de cojinete meniscal de tres componentes de la técnica conocida (US 5.766.259, STAR®) han reivindicado haber simulado las superficies originales de la articulación del tobillo para permitir un adecuado movimiento de sus partes. Nosotros creemos, por el contrario, que cuando en la articulación se introduce un tercer componente, no presente en la articulación natural, y cuando la forma natural cóncava de la mortaja del tobillo se reemplaza con una superficie plana, la única finalidad del diseño de las superficies articulares debería ser la de restablecer las funciones originales, independientemente de la anatomía original de los huesos.

Además, todas las concepciones anteriores de diseños de prótesis de tres componentes (ver los documentos US 4.470.158, US 4.755.185, US 5.766.259, US 5.824.106, STAR®) permiten efectivamente la rotación interna/externa (alrededor del eje longitudinal de la tibia) en la interfaz entre el menisco flotante y el componente tibial, pero no permiten el restablecimiento de la abducción/aducción (alrededor del eje anatómico antero-posterior), como sucede en el complejo intacto del tobillo humano (articulaciones subtalares y del tobillo) a suplir. Los problemas intrínsecos en esas concepciones también se refieren a la escasa estabilidad prevista en el plano transversal debido a la interfaz planar-planar entre dos de los componentes, y finalmente a los pequeños y sobresalientes elementos de vinculación usados en las precedentes concepciones para guiar el núcleo de menisco (pernos, incisiones y ranuras, en los documentos US 5.824.106 y US 4.755.185).

El objetivo propuesto de restablecer las funciones fisiológicas de los ligamentos durante el movimiento de la articulación reemplazada y de resistencia a lesiones ha sido presentado sólo para una magnitud reducida en las precedentes concepciones de reemplazo del tobillo. Uno de los principales elementos innovadores de la presente invención es su original introducción del papel de los ligamentos en el control y restricción del movimiento del complejo articulación del tobillo.

La presente solicitud es una mejora de una precedente solicitud de patente de invención (US 4.085.466) concebida para la articulación de la rodilla humana y aquí desarrollada para la articulación del tobillo.

Para restablecer el comportamiento natural de soportar la carga articular, una prótesis de articulación humana ideal debería reproducir el tipo de movimiento fisiológico y el comportamiento original de relajación/tensado de los ligamentos. Estudios precedentes llevados a cabo por los presentes autores sobre articulaciones intactas de tobillos de cadáveres (Leardini, A. y O'Connor, J.J. y Catani, F. y Giannini, S., "Kinematics of the human ankle complex in passive flexión - a single degree of freedom system" (en castellano, cinemática del complejo del tobillo humano en flexión pasiva - un sistema con un único grado de libertad), J. Biomechanics 1999, 32(2): 111-118. Leardini, A. y O'Connor, J.J. y Catani, F. y Giannini, S. "A geometric model for the human ankle joint" (en castellano, Modelo geométrico para la articulación del tobillo humano), J. Biomechanics 1999, 32,(6)) parecen ser cualitativamente similares con lo que ya ha sido observado en la articulación de la rodilla. El tipo de movimiento es complejo, ya que incluye deslizamiento y al mismo tiempo rotación entre las superficies articulares.

El eje de rotación cambia, y en cualquier posición depende tanto de la geometría de las superficies articulares como de la dirección y magnitud de las fuerzas de tracción ejercidas en los correspondientes músculos y ligamentos. Se ha demostrado que bajo condiciones pasivas, las superficies articulares y los ligamentos describen un único recorrido para la posición del eje de rotación. Los cambios de posición del eje de rotación sugieren que el concepto tipo bisagra para la articulación del tobillo es una excesiva simplificación y no refleja el real comportamiento cinemático del movimiento. Además, varios estudios han descrito un comportamiento de rotación más isométrico para los ligamentos calcáneofibulares y tibiocalcaneales comparándolos con los demás (Colville, M.R. y Marder, R.A. y Boyle, J.J. y Zarins, B., "Strain measurement in lateral ankle ligaments" (en castellano, medidas de deformación en ligamentos laterales del tobillo), Am J. Sports Med 1990, 18(2), 196-200; Bruns, J. y Rehder, U., "Ligament kinematics of the ankle joint" (en castellano, Cinemática de los ligamentos de la articulación del tobillo), Zeitschrift fur Orthopadie und Ihre Grenzgebiete 1993, 131(4), 363-369). Asimismo, unos estudios algo más recientes indican un desplazamiento anterior del área de contacto a la mortaja del tobillo durante la dorsiflexion (Kitaoka, H.B. y Kura, H. y Luo Z.P. y An, K.N., "Contact features of the ankle joint" (en castellano, Características del contacto de la articulación del tobillo), Proceedings of 42nd Annual Meeting of Orthopaedic Research Society, Atlanta (Georgia), 19-22 de Febrero de 1996, 396). En conclusión, se ha demostrado que a) la fibra más anterior de los ligamentos calcáneofibulares y tibiocalcaneales controlan y guían el movimiento del tobillo en su recorrido pasivo predefinido y preferencial, mientras que las otras fibras ligamentosas limitan pero no guían el movimiento; b) el eje de rotación se mueve hacia delante y hacia arriba durante la dorsiflexión; c) el área de contacto se mueve hacia delante sobre la mortaja del tobillo durante la dorsiflexión. Por consiguiente, al igual que para la rodilla, la relajación y el tensado de los ligamentos del tobillo se pueden explicar en términos de sus posiciones instantáneas con respecto al movimiento del eje de rotación. Estudios realizados por los autores han demostrado recientemente este comportamiento de movimiento así como también la estrecha relación entre la geometría de los ligamentos y las formas de las superficies articulares del tobillo.

Esas observaciones implican que las superficies articulares de los segmentos óseos en contacto deben satisfacer el requisito de que se puedan mover de manera pasiva en contacto recíproco manteniendo las fibras dentro de los ligamentos calcáneofibulares y tibiocalcaneales a una longitud constante. Para el reemplazo de articulaciones del tobillo, se sugiere que las formas de las superficies articulares de los componentes de prótesis sean compatibles con la geometría de las estructuras ligamentosas retenidas. En otros términos, las superficies articulares y los ligamentos trabajan en forma conjunta para permitir y controlar el movimiento de la articulación: las superficies articulares pueden deslizarse y rotar sobre sí mismas y los ligamentos pueden girar alrededor de sus orígenes e inserciones sobre los huesos sin resistencia y, por ende, sin deformaciones de los tejidos (muesca superficial o estiramiento de los ligamentos). La rotación isométrica de los dos ligamentos también define la posición del eje alrededor del cual se produce la dorsi/plantarflexion. En la rotación pasiva, el movimiento del segmento astrágalo/calcáneo, por lo tanto, es vinculado, pero no cilíndrico con un eje de rotación fijo. Tanto la concepción existente de prótesis cilíndrica vinculada como aquella de rótula esférica no vinculada, por lo tanto, no restablecen apropiadamente el natural comportamiento cinemático de la articulación intacta del tobillo.

Conociendo la geometría de los dos ligamentos isométricos y dada una forma de la superficie articular, se puede deducir la forma de la superficie complementaria del otro segmento articular para que sea compatible con la isometría de los ligamentos: para impedir la interpenetración o separación de los dos huesos, en el punto de contacto sobre la superficie complementaria la línea normal debe pasar por el eje de rotación del respectivo movimiento.

Se podría idear tanto una prótesis de dos componentes con superficies articulares configuradas anatómicamente y, por ende, apenas no congruentes en el plano sagital, como una prótesis de tres componentes con congruencia total. Sin embargo, en la primera opción se puede prever una mayor velocidad de desgaste por mayor solicitación por contacto debido al acoplamiento no perfecto de los dos componentes. Asimismo, debido a la necesidad de lograr una compatibilidad general superficie/ligamento en la articulación reemplazada, la precisión exigida para implantar dos componentes se vuelve muy crítica para obtener un buen resultado general del implante y el riesgo de un emplazamiento erróneo puede ser elevado.

Sin embargo, observaciones experimentales también pueden sugerir la prótesis de tres componentes para el reemplazo de la articulación del tobillo. Un componente de cojinete meniscal intermedio podría brindar una gran área de contacto por toda la gama de dorsi-plantarflexión y también para el restablecimiento de la movilidad original en términos de movimiento de deslizamiento y rotación al igual que la articulación intacta. La prótesis, por lo tanto, consiste de un componente tibial y uno talar, junto con un componente de cojinete meniscal intermedio en polietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE) a intercalar entre los primeros dos, con las superficies de articulación totalmente congruentes a las de las superficies de los componentes fijados a los huesos. El espesor del componente de cojinete meniscal se puede seleccionar para que sea el más apropiado para restablecer el comportamiento original de tensado de los ligamentos: meniscos más espesos o más delgados podrían determinar, respectivamente, rigidez o laxitud de la articulación. Como en la articulación intacta, las superficies articulares no vinculan el movimiento relativo de los segmentos óseos sino que simplemente le permiten al componente de cojinete meniscal no vinculado realizar el movimiento mandado por el mecanismo ligamentoso. La concepción de cojinete meniscal de tres componentes también presenta la ventaja que se puede adaptar en caso de errores de técnica quirúrgica que impliquen el emplazamiento erróneo de los componentes protésicos.

Finalmente, se ha observado que cuando se realiza el reemplazo total del tobillo, frecuentemente se ve afectado también el complejo de la articulación subtalar. El reemplazo total del tobillo ciertamente no tiene que soportar una articulación (talocrural) del tobillo afectado y, muchas veces, además una articulación subtalar afectada (talocalcaneal) y, por lo tanto, se debería tratar de restablecer la función de ambas articulaciones.

La presente invención proporciona un dispositivo de articulación protésica de tres componentes, que incluye un primer componente con una superficie de apoyo articular que generalmente es curva de manera convexa, un segundo componente con una superficie de apoyo articular que generalmente es curva de manera convexa en el plano sagital y curva de manera cóncava en el plano frontal, y un tercer componente que tiene dos superficies de apoyo articular en disposición espalda contra espalda y con formas individuales que substancialmente son complementarias a las superficies articulares de dicho primer y segundo componente. Cuando se usa la presente invención en una endoprótesis para la articulación de tobillo, el primer y el segundo componente se deben fijar, respectivamente, a la tibia y al astrágalo con las superficies articulares de esos componentes en disposición recíprocamente opuesta, y el tercer componente se debe colocar en el medio de manera de actuar como un componente meniscal con sus superficies de apoyo articular correspondientemente en contacto con las de los susodichos componentes.

Las características técnicas de la presente invención según los objetivos mencionados con anterioridad, se pueden deducir claramente a partir del contenido de las reivindicaciones enunciadas más adelante y sus ventajas se podrán aún más de manifiesto en la descripción detallada que sigue, hecha con referencia a los dibujos anexos, los cuales exhiben una realización provista a título puramente ejemplificador y no limitativo, en los cuales:

- las figuras 1 y 2 son, respectivamente, una vista de conjunto en el plano sagital (dirección anterior de la prótesis del lado derecho) y en el plano frontal de un dispositivo protésico según la presente invención;

- las figuras 3a, 3b y 3c muestran esquemáticamente el mecanismo del movimiento relativo previsto entre los componentes protésicos mientras son guiados por las fibras ligamentosas en una articulación implantada en las tres posiciones características: flexión plantar máxima, neutra y dorsiflexion máxima, respectivamente;

- las figuras 4a, 4b y 4c son representaciones generales del dispositivo protésico cuando está implantado en la articulación entre la canilla y el pie, que muestran esquemáticamente su movimiento cinemático característico;

- las figuras 5a y 5b muestran la denominada "gap-gauges" (calibradores), elementos especiales empleados para efectuar los métodos de implantación del dispositivo protésico en los huesos por una serie de medidas y cortes;

- las figuras de 6a a 6h son representaciones esquemáticas de las principales etapas de un método para implantar el dispositivo protésico.

Con referencia a las figuras 1 y 2, la referencia numérica 1 indica, en su conjunto, un dispositivo protésico para tobillo que incluye tres componentes: un primer componente tibial distal (2), hecho de metal; un segundo componente talar proximal (3) con cúpula metálica, y un tercer componente (4) intercalado entre los primeros dos componentes (2 y 3) y realizado mediante un cojinete meniscal de plástico o UHMWPE (del inglés, Ultra High Molecular Weight PoliEtilene), que está provisto de superficies de apoyo (7 y 8) totalmente congruentes con las correspondientes superficie metálicas articulares (5 y 6) opuestas del componente tibial (2) y del componente talar (3).

Para ser compatible con la rotación isométrica de las fibras de ligamentos anatómicas (9 y 10) (figura 3), las superficies tibial y talar (5 y 6) pueden ser de cualquier forma, pero cuando la forma de una superficie articular (5) está dada, la forma de la superficie complementaria (6) del otro componente se deduce de conformidad.

Para minimizar la resección del hueso del astrágalo (20), el componente talar (3) debería ser convexo en el plano sagital. Se ha encontrado que las formas curvas, convexas, multicéntricas y multirradiales de la superficie articular (6) del componente talar (3) pueden ser formas planas, cóncavas o convexas compatibles de la superficie articular (5) del componente tibial (2).

La selección de una forma esférica convexa con radio (21) para la superficie articular (5) del componente tibial (2) (tal como se puede ver claramente en las figuras 1 y 2) se realizó debido al mejor grado de atrape antero-posterior y medial-lateral del elemento de menisco (4) con el menor riesgo asociado de subluxación y dislocación. Ello también permite el movimiento de abducción/aducción en el plano frontal así como también la rotación interna/externa.

De este modo, dado un arco circular convexo en el plano sagital de la superficie articular (5) del componente tibial (2), junto con la geometría de las dos fibras de ligamentos (9 y 10) se deduce una serie de puntos de contacto, para la óptima cúpula de la superficie articular (6) del componente talar (3). Para la conformidad total de las superficies de articulación (6 y 8) entre los componentes talar (3) y de cojinete meniscal (4), se adopta un arco circular que mejor se aproxima a esos puntos. Los mejores valores para el radio (23) de la superficie articular configurada tipo cúpula (6) del componente talar (3) en el plano sagital son considerablemente más grandes que los de las precedentes concepciones de tres componentes, que en efecto estaban orientadas a imitar las formas anatómicas normales de la tróclea talar reemplazando la mortaja tibial cóncava con un componente plano.

Se ha hallado que sólo con un radio de arco (23) mucho más amplio para el componente talar (3), la superficie talar puede tener el comportamiento característico de deslizamiento y rotación durante la flexión del tobillo, que implica un significativo desplazamiento antero-posterior del cojinete meniscal (4) tanto con respecto al componente tibial (2) como al componente talar (3) (figuras 3a, 3b y 3c).

Por consiguiente, se satisfacen ambos criterios correspondientes al restablecimiento del comportamiento cinemático original y a la minimización del riesgo de dislocación del cojinete meniscal (4). Las figuras 3a, 3b y 3c y 4a, 4b y 4c muestran esquemáticamente, con diferentes escalas dimensionales, en el plano sagital de la tibia (11), la cinemática del tobillo una vez que ha sido reemplazado por una prótesis realizada con el dispositivo (1) según la presente invención.

Durante la flexión, el componente talar (3) se desliza en el plano sagital sobre el cojinete meniscal (4), que al mismo tiempo gira alrededor del centro de curvatura del arco del componente tibial (2). Esta rotación implica una traslación antero-posterior del componente meniscal (4) a lo largo del componente tibial (2). Con el movimiento vinculado de la articulación del tobillo por este tipo de mecanismo, la elongación estimada de las dos fibras de ligamento (9 y 10) es menor que 0,2% de su longitud en reposo. Por ende, el diseño permite el restablecimiento del comportamiento original de relajación/tensado de los ligamentos y también la existencia de grandes áreas de contacto durante todo el radio de acción de la flexión. Cuando las dos fibras de ligamento (9 y 10) son obligadas a girar de manera isométrica alrededor de sus puntos de origen sobre el segmento tibia/fíbula (11), el punto (27) (figura 3) en el cual se cruzan las direcciones de los dos ligamentos es el eje instantáneo de rotación de la articulación.

El componente tibial (2) se compone de una superficie articular esférica muy pulida (5) (figuras 1 y 2) con dos barras cilíndricas (12) recubiertas con un revestimiento poroso, las cuales barras están situadas sobre la superficie superior (2a) y están previstas para fijar el componente tibial (2) al hueso subcondral de la tibia distal (11).

La superficie articular (5), la superficie inferior del componente tibial (2), es un arco esférico convexo, con un centro de curvatura (28) en el cuerpo tibial (figura 3b). La superficie articular (6), la superficie superior del componente talar (3), es un arco convexo en el plano sagital, con un centro de curvatura (29) en el cuerpo talar. En la posición neutra de la articulación del tobillo (figura 3b), la línea (26) que une los centros (28 y 29) del arco tibial y talar (5 y 6) debe estar situada en la misma posición antero-posterior del eje de rotación instantáneo (27), en la intersección de las dos fibras de ligamentos (9 y 10) isométricas (figura 3). Esta línea (26) está situada, en el plano sagital, apenas adelante con respecto al eje longitudinal (13) de la tibia (11) (figuras 1, 3b y 4b). Este emplazamiento se debe al hecho que el eje de rotación de la articulación se mueve en el plano sagital durante la dorsi/plantarflexión, y en la posición neutra del tobillo está situada apenas adelante del eje anatómico longitudinal de la tibia (11).

El componente talar (3) se compone de un caparazón metálico. La superficie superior (6), que se identifica con la superficie articular antes mencionada, es parcialmente anticlástica, teniendo dos curvaturas recíprocamente transversales, en direcciones opuestas, como la superficie de una silla de montar. La superficie superior (6) es una superficie de revolución, generada por rotación de una curva generatriz alrededor de un eje fijo medial-lateral, ortogonal al plano sagital de la figura 1, es decir perteneciente al plano frontal de la figura 2.

El radio (23) de este arco en el plano sagital (figura 1 y 3b), de todos modos, es distinto que el radio (21) del componente tibial (2) en el mismo plano, y calculado de manera tal de ser compatible con la rotación isométrica de las fibras (9 y 10) de los ligamentos de guía. La curva generatriz es cóncava en el plano frontal (figura 2), presentando un arco circular cóncavo, los surcos (14), entre dos arcos circulares convexos (15). La superficie superior - que coincide con la superficie articular (6)- por lo tanto muestra un arco circular convexo en el plano sagital (figura 1), y tiene un surco cóncavo mirando en el plano frontal (figura 2).

Cuando la prótesis está en su posición neutra (figura 3b), el arco (6) en el plano sagital es apenas más largo posteriormente debido la mayor carrera del movimiento del tobillo en plantarflexión (figura 4a) que en dorsiflexión (figura 4c), tanto en la articulación natural como en la articulación suplida, que constituye el objeto de la presente invención.

En la superficie inferior (25) - en contacto con el astrágalo (20) - del componente talar (3), se han hecho tres cortes (16, 17 y 18) para la fijación al hueso talar (20): un corte talar superior (16), ortogonal al eje longitudinal (13) de la tibia (11) cuando el tobillo está en su posición neutra, y cortes achaflanados anterior (18) y posterior (17).

En esta superficie (25) con tres cortes (16, 17 y 18) se han hecho dos pernos cilíndricos (19a y 19b) como se exhibe en las figuras para permitir una mejor fijación al hueso astrágalo (20). Uno de los dos pernos (19a) está sobre la superficie horizontal superior, que identifica el corte talar superior (16) y está situado apenas hacia atrás y a la derecha. El segundo perno (19b) está en el corte achaflanado anterior (18), del lado izquierdo.

Ambos pernos (19a y 19b) están apenas inclinados hacia atrás para facilitar la implantación del dispositivo protésico talar (1) que normalmente se realiza con un acceso quirúrgico anterior, cuando el tobillo está en la posición de máxima flexión plantar (como aquella de la figura 4a).

Dados los arcos convexos en el plano sagital del componente tibial (2) y del componente talar (3), el componente meniscal flotante (4) situado entre los mismos componentes (2 y 3) está configurado de manera tal de tener sus superficies superior (7) e inferior (8) complementarias cóncavas, totalmente congruentes con los correspondientes componentes tibial y talar (2 y 3) del dispositivo (1) de la prótesis en todas las posiciones de la articulación.

La forma esférica convexa del componente tibial (2) permite un mejor grado de atrape antero-posterior (figura 1) y medial-lateral (figura 2) del elemento meniscal (4). El grado general de atrape antero-posterior, en efecto, es la suma de los atrapes tibial y talar asociados al aumento del espesor del cojinete meniscal (4).

El atrape del componente de cojinete meniscal (4) también está afectado por su longitud antero-posterior, esta longitud siendo limitada solamente por el riesgo de interferencia y superposición con respecto a los componentes tibial y talar (2 y 3) en su carrera antero-posterior durante la flexión del tobillo.

Debido a la mayor carrera fisiológica de la flexión plantar que en la dorsiflexión y debido a la mayor probabilidad de dislocación en la dirección anterior que en la posterior, el componente de cojinete meniscal (4) puede ser más largo posteriormente y, por ende, asimétrico con respecto a la línea (26) de los centros (28 y 29) de los arcos tibial y talar (5 y 6).

La estabilidad de la articulación del tobillo en el plano transversal, por lo tanto, se podría beneficiar también por una doble forma cóncava de las superficies articulares (7 y 8) del cojinete (4) meniscal. Esta concepción proporciona una mejor resistencia a las traslaciones antero-posterior y lateral-lateral que una interfaz plana meniscal-tibial de la técnica conocida (STAR®, Buechel-Pappas®, Albatros®, US 5.766.259).

En el plano frontal la conformidad total del componente tibial (2) con el componente de cojinete meniscal (4) está garantizada por una articulación del tipo rótula esférica. El componente meniscal flotante (4) tiene una superficie superior esférica y cóncava (7), complementaria a la superficie tibial esférica convexa (5). La superficie inferior (8) del componente meniscal (4) es totalmente conforme con los surcos (14 y 15) del componente talar (3). Para la estabilidad medial-lateral, tanto el componente talar como el meniscal (4) (superficie articular inferior (8)) tienen un surco poco profundo (14) en el plano frontal.

Las consecuencias de todas estas disposiciones son que:

1) Ambas interfaces entre los componentes tibial (2) y meniscal (4), y entre los componentes meniscal (4) y talar (3) son capaces de realizar un movimiento relativo independiente en virtud de la naturaleza complementaria de los dos pares de superficies acopladas (5 y 7; 6 y 8). Más en particular, los componentes tibial (2) y meniscal (4) están en condiciones de girar recíprocamente alrededor de tres ejes ortogonales que pasan a través del centro (28) del arco esférico (5) del componente tibial (2). La capacidad que se deriva del hecho de poder realizar movimientos relativos entre los componentes tibial (2) y talar (3) por consiguiente es exhaustiva y puede incluir rodamiento, torsión, deslizamiento y sus combinaciones, tales como los que tienen lugar en el complejo natural de la articulación del tobillo.

2) Esas formas de las superficies de apoyo (5 y 6) de los componentes tibial (2) y talar (3) pueden reproducir el natural comportamiento del movimiento relativo de los correspondientes segmentos óseos no obstante las formas de las superficies articulares tibial y talar no estén reproducidas con exactitud. Por lo tanto, también las interacciones mecánicas entre las formas de las superficies (5 y 7; 6 y 8) y las fuerzas en los músculos y ligamentos circunstantes y en particular en las respectivas fibras ligamentosas (9 y 10) que controlan la estabilidad de la articulación, serán fisiológicas.

3) Todas las posiciones relativas de los componentes después de haber sido implantados, bajo condiciones pasivas, se logran como posiciones de mínima energía almacenada compartida entre las estructuras ligamentosas de la articulación. La forma de los tres componentes (2, 3 y 4) fue ideada para permitir su movimiento relativo sin resistencia a través de deslizamiento recíproco sin separación o interpenetración, mientras las fibras (9 y 10) de los ligamentos isométricos giran alrededor de sus orígenes y puntos de inserción sin estiramiento o relajación. No se preve que sea necesaria ninguna introducción de energía para desplazar la articulación suplida a lo largo de este recorrido neutro pasivo porque no es necesario que haya ninguna deformación del tejido.

4) En particular, para obtener esta serie de posiciones de energía mínima entre los componentes tibial (2) y talar (3), dado que el componente talar (3) es guiado por los ligamentos para deslizarse hacia delante mientras gira hacia atrás con respecto al componente tibial (2) durante la flexión plantar y deslizarse hacia atrás mientras gira hacia delante durante la dorsiflexión, el elemento meniscal flotante (4) debe deslizarse hacia atrás sobre el componente tibial (2) durante la flexión plantar y hacia delante durante la dorsiflexión.

5) La naturaleza complementaria de las superficies acopladas de los tres componentes (2, 3 y 4) es tal que se logra una distribución relativamente uniforme de la presión superficial de baja magnitud en todas las posiciones articulares y, por ende, en todas las posiciones relativas de esos componentes, de suerte de preverse una baja velocidad de desgaste de los componentes protésicos.

6) El componente meniscal (4) está atrapado entre los componentes tibial (2) y talar (3) en virtud de las formas cóncava y convexa complementarias a las superficies acopladas (5 y 7) de los componentes tibial (2) y meniscal (4) y de la forma complementaria parcialmente anticlástica de las superficies vinculadas (8 y 6) de los componentes meniscal (4) y talar (3).

7) La interfaz entre el componente tibial (2) y el cojinete meniscal (4) es una articulación tipo rótula esférica, que proporciona tres grados de movimiento rotacional. Un grado adicional de libertad se obtiene en la interfaz entre el cojinete meniscal (4) y el componente talar (3), cuando el primer componente puede deslizarse de manera congruente sobre el último a lo largo de los surcos (14 y 15) que se extienden a lo largo de la cúpula del componente talar (3) sobre todo antero-posteriormente. La dorsi/plantarflexión con rodamiento acoplado anterior/posterior está permitida en la interfaz cojinete meniscal (4) - componente talar (3). La rotación interna/externa y la abducción/aducción están permitidas en la interfaz esférica menisco (4) - tibial (2). A las traslaciones puras en el plano transversal se opone una resistencia intrínseca.

8) La implantación de los dos componentes fijados al hueso (2 y 3) se debe realizar con sumo cuidado. El centro (28) del arco esférico inferior tibial (5) y el centro (29) del arco superior talar (6) deben estar dispuestos sobre la misma línea vertical (26) en el plano sagital y frontal (figuras 1, 2 y 3b). Asimismo, el tercer componente (4) debería ser seleccionado a partir de una amplia gama de diferentes espesores para asegurar que no haya ni indebida laxitud ni indebido estiramiento de las fibras (9 y 10) de los ligamentos lo cual, contrariamente, podría convertir, respectivamente, a las prótesis en inestables o rígidas.

9) Se considera que todos los componentes, tibial (2), talar (3) y cojinete meniscal (4), se tendrán que realizar en una cantidad de dimensiones para que se puedan adaptar a pacientes de distintos tamaños. La cantidad y dimensión de los diferentes tamaños no constituye una limitación de la presente invención. Debido a su importancia estratégica en restablecer la función original de la articulación, también el componente de cojinete meniscal (4) se debería realizar de diferentes espesores. El paso entre diferentes espesores incluso puede ser muy chico pero, de todos modos, debe ser lo suficientemente grande como para permitir que los cirujanos puedan determinar diferencias de estabilidad y movilidad articular durante la operación. Considerando que estudios previos sobre prótesis de articulaciones humanas ideadas según un criterio muy similar (Wear of congruent meniscal bearings in unicompartmental knee arthroplasty (en castellano, Desgaste de cojinetes meniscales congruentes en artroplastia unicompartimental de la rodilla): a retrieval study of 16 specimens; Psychoyios V, Crawford RW, O'Connor JJ, Murray DW; J Bone Joint Surg Br 1998 Nov; 80(6):976-82) han demostrado que la velocidad promedio de penetración del componente meniscal (4), que incluía los efectos de desgaste en las superficies superior e inferior, puede ser de sólo 0,01 mm por año, aquí se sugiere que el mínimo espesor del tercer componente (4) puede ser incluso de unos pocos milímetros.

El desarrollo de la presente invención a partir de su concepción inicial ha demostrado que, si bien es posible una gran variedad de formas potencialmente ventajosas dentro de un alcance más general de la invención, las susodichas consecuencias pueden deberse a superficies tibiales (5) convexas y talares (6) parcialmente anticlásticas. Sin embargo, también se pueden deber a una forma relativamente simple de la invención en la cual las superficies talar (6) y meniscal (8) acopladas están configuradas en parte de modo esférico o cilíndrico, y las superficies de apoyo vinculadas (7 y 5) de los componentes meniscal (4) y tibial (2) son planas. Incluso una prótesis de dos componentes podría estar en condiciones de ayudar la articulación a reproducir el comportamiento original de relajación/tensado de los ligamentos.

La importancia de esta aplicación general de la invención se basa sobre una visión peculiar de la forma y función de las estructuras pasivas de la articulación, siendo esos elementos las superficies articulares (5, 7, 6, 8) y los ligamentos adyacentes. Esta visión sostiene que, durante el movimiento pasivo de la articulación, las superficies articulares (5, 7, 6, 8) sirven para mantener las fibras (9 y 10) de los ligamentos a una longitud constante y que los mismos ligamentos actúen de manera tal de mantener esas superficies articulares en contacto. Las superficies articulares (5, 7, 6, 8) sirven preponderantemente para transmitir fuerzas de compresión, y los ligamentos y tendones musculares para controlar y limitar los movimientos superficiales mientras los mismos sirven a resistir y transmitir fuerzas de tracción. De esta manera, hay interdependencia entre todos los elementos de una articulación, y esta interdependencia es vital para la prestación general de una articulación natural que tiene superficies incongruentes que pueden proporcionar escasa estabilidad intrínseca.

Las ventajas y novedad del dispositivo (1) ilustrado, con respecto a las concepciones anteriores se pueden enumerar de la siguiente manera:

- se puede simular con mucha exactitud el comportamiento multiaxial del movimiento de la articulación natural del tobillo (figura 4) sin una distorsión significativa del mecanismo de control y estabilización, manteniendo al mismo tiempo una distribución uniforme de la presión superficial en todo el dispositivo (1) y a lo largo de toda la carrera articular. Debido a la forma convexa del componente tibial (2) y a la necesaria compatibilidad de las superficies articulares (5, 7; 6, 8) con las rotaciones isométricas de los ligamentos (9 y 10), este movimiento natural se logra con un arco de curvatura del componente talar (3) notablemente diferente que aquel de la forma anatómica natural y, por ende, de todas las concepciones de la técnica conocida.

- el dispositivo incluye superficies totalmente conformes de los componentes tibial (2) - cojinete meniscal (4) y cojinete meniscal (4) - talar (3) en las articulaciones en todas las posiciones de la articulación, obtenidas por medio de un deslizamiento antero-posterior del cojinete meniscal (4) sobre ambos componentes durante la dorsi/plantarflexión guiado por las estructuras ligamentosas del complejo articular;

- debido a que la congruencia total de los cojinetes meniscales (4) ha demostrado una muy baja velocidad de desgaste en otras prótesis de articulaciones humanas ideadas con el mismo criterio, el espesor del cojinete meniscal (4) de polietileno puede ser incluso muy pequeño, minimizando así el espesor general de la prótesis y, por consiguiente, de la sección ósea a remover sea con los cortes (16, 17, 18) sea con un corte en la tibia;

- una forma convexa del componente tibial (2) mejora el nivel de atrape antero-posterior del componente de cojinete meniscal (4), con niveles independientes y cumulativos de atrape, inferior para el componente talar (3) y superior para el componente tibial (2);

- el atrape medial-lateral del cojinete meniscal (4) está garantizado también por el surco (14) que se extiende por la cúpula del componente talar (3), impidiendo las interfaces de limitación afiladas usadas en la técnica conocida para impedir la dislocación y separación (entre nervaduras y ranuras en STAR®; protuberancias y cortes en US 5.824.106, incluso un sistema de ranuras con bridas que pueden ser interbloqueadas en US 4.755.185), que ciertamente conllevan un alto riesgo de desgaste;

- a diferencia de todos los diseños anteriores de tres componentes, el dispositivo (1) en objeto también permite rotaciones de la articulación alrededor de un eje antero-posterior que pasa por el centro de curvatura (28) de la superficie articular (5) (figura 2), junto con rotaciones alrededor del eje vertical (26) en la interfaz tibial (2) - cojinete meniscal (4). Esto es sumamente importante si se considera que el dispositivo debería brindar el movimiento característico de todo el complejo del tobillo, comprendiendo tanto las articulaciones del tobillo como del subtalar, ya que este último frecuentemente se ve afectado cuando el primero está tan dañado como para exigir la necesidad de reemplazar la articulación;

- a diferencia de todos los diseños anteriores de dos componentes cilíndricos y rótula esférica el eje de rotación (27) de la articulación no es fijo como lo impone la congruencia de las superficies articulares, sino que puede moverse con respecto a los huesos tibial (11) y talar (20) para ayudar la articulación a realizar el comportamiento original guiado por la rotación isométrica de ciertas fibras ligamentosas (9 y 10) (figuras 3a, 3b y 3c).

Para restablecer la compatibilidad original entre las superficies articulares y los ligamentos en la articulación del tobillo humano, no sólo los componentes protésicos (2, 3 y 4) deberían ser concebidos según el criterio explicado arriba, sino que deberían ser implantados en su posición definitiva con gran cuidado y precisión.

Por lo tanto, los métodos y directivas para la implantación forman parte de la presente invención, los cuales son necesarios e integrantes del dispositivo (1) protésico.

De acuerdo con las figuras de 6a a 6h, el método de implantación esencialmente incluye las etapas que se indican a continuación.

a) Primero se realizan dos cortes antero-posterior (61 y 62) en la parte distal de la tibia (11) y en la parte proximal del astrágalo (20) (figura 6a). El componente talar (3) debería cubrir el hueso del astrágalo (20) como un caparazón, pero debería estar situado de manera de tener el centro de curvatura (29) del arco circular superior (6) en la misma posición antero-posterior del eje de rotación (27) de la articulación cuando está en su posición neutra; esta posición siendo determinada, como se ha indicado con anterioridad, por la configuración sagital de los dos ligamentos (9 y 10) (figura 3b).

b) Por lo tanto, la óptima posición antero-posterior del componente talar (3) debería ser buscada con un procedimiento paso a paso usando un patrón talar (65). Para que el cojinete meniscal (4) pueda deslizarse sobre ambos componentes (2 y 3) guiados por la rotación isométrica de los dos ligamentos (9 y 10), el espacio entre los dos componentes fijados al hueso (2 y 3) debe ser constante para cualquier posición de la articulación. Empezando desde una profundidad de prueba inicial, pequeña, del bisel talar anterior (64), se introduce un patrón talar de prueba (65) desde la parte anterior (figura 6b). El patrón talar de prueba (65) tiene exactamente la misma forma tridimensional que el componente talar final (3) excepto por la falta de todas sus partes posteriores situadas inferiormente a la superficie (16), es decir a la superficie de corte (62).

c) En esta posición momentánea, el espacio entre el corte plano tibial (61) y el patrón talar (65) se mide en las posiciones de máxima plantarflexión y de máxima dorsiflexión (figura 6c) (ver la diferencia correspondiente a líneas llenas y de trazos así como también las homologas referencias numéricas, mostradas sin y con apóstrofes), usando una serie de apropiados espesores calibrados planos en su parte superior (figura 5a), en condiciones de medir la distancia entre la base y la parte superior del espacio. Estos espesores calibrados son varillas de plástico de 10-15 centímetros de longitud de diferentes espesores (54) (de 1 a 15 mm, con un paso de 1 mm) que tienen una sección constante con una forma plana en su parte superior (52) para deslizarse sobre el corte plano tibial (61), y con una forma inferior generalmente convexa (53) complementaria con la correspondiente forma frontal del componente talar (3), es decir de los surcos (14 y 15) (ver la figura 2). Con la serie de espesores calibrados (51), el cirujano halla el espesor que mejor se adapta al espacio existente entre el corte tibial (61) y el patrón talar (65), sin excesivo tensado o excesiva relajación de los dos ligamentos (9 y 10). Si los espacios dorsi - plantar no son iguales, el cirujano extrae el patrón talar (65), quita una mayor cantidad de hueso talar anterior del bisel (64), vuelve a introducir el patrón (65), y lleva a cabo nuevamente las dos medidas del espacio en dorsiflexión y plantarflexión. Este método se repite hasta que los espacios en dorsiflexión y plantarflexión sean iguales.

d) Después, y sólo después de ello, el patrón talar (65) se puede utilizar para guiar el taladro para obtener los orificios talares (66) para los pernos (19a y 19b), y para realizar el bisel posterior (63) (figura 6d) para una mejor fijación del componente talar (3) al hueso astrágalo (20). Luego se quita definitivamente el patrón talar (65) y se reemplaza con el componente talar (3) metálico final. Esta es la ubicación para el componente que asegurará el restablecimiento de las condiciones originales de apropiado tensado de las fibras ligamentosas (9 y 10).

e) Una vez implantado el componente talar (3), su posición también determina unívocamente la ubicación medio-lateral así como también la antero-posterior del componente tibial (2) (figura 6e). Usando un elemento de guía (70) para la broca del taladro, con una superficie inferior (67) que permite ser fijada en el surco talar (14, 15), los dos orificios (50) de las barras cilíndricas (12) del componente tibial (2) se taladran con una broca de taladro cuya penetración en el hueso tibial se detiene a baja profundidad.

f) Aquí se sugiere un procedimiento similar al mostrado en la figura 6c (figura 6f) (ver la diferencia entre las posiciones de la línea llena y de la línea de trazos, así como también las homologas referencias numéricas, mostradas con y sin apóstrofe) para preparar la correcta posición final antero-posterior del componente tibial (2). Los dos orificios (50) se realizan progresivamente más profundos por medio de pequeños y sucesivos avances por pasos de la broca. Nuevamente, para que el cojinete meniscal (4) se deslice sobre los dos componentes fijados al hueso (2 y 3) guiados por la rotación isométrica de los dos ligamentos (9 y 10), es necesario que el espacio existente entre esos componentes (2 y 3) sea constante en todas las posiciones de la articulación. Si durante la flexión el espacio cambia, la articulación suplida puede ser rígida o elástica en una posición de flexión. Empezando a partir de una profundidad de prueba inicial, de todos modos pequeña, de los orificios (50) de la tibia distal (2), el componente tibial de prueba (68) se introduce desde la parte frontal hasta el fondo de los orificios. En esta posición momentánea del componente tibial de prueba (68), el espacio existente entre el componente tibial de prueba (68) y el componente talar (3) se mide en ambas posiciones de máxima dorsiflexión y máxima plantarflexión usando una serie diferente de espesores calibrados (55) (figura 5b). Estos últimos son varillas plásticas de 10-15 centímetros de longitud de diferentes espesores (58) (de 1 a 15 mm, con un paso de 1 mm) con una sección constante con una forma cóncava superior (56) con el mismo radio de curvatura (21) que el arco tibial (5), y con una forma inferior generalmente convexa (57), complementaria a la correspondiente forma frontal del componente talar (3), es decir a los surcos (14 y 15) de la figura 2. A partir de la serie de espesores calibrados (55), el cirujano obtiene indicaciones para elegir el espesor que mejor se adapta entre el componente talar (3) y tibial de prueba (68) sin tensado o relajación de los dos ligamentos (9 y 10). El espesor manifestado (58) del espesor calibrado seleccionado dará la medida del espacio: esto se debería realizar tanto en la posición máxima de dorsiflexión como en la posición máxima de plantarflexión (figura 6f). Empezando a partir de un errado emplazamiento anterior del componente de prueba tibial (68), se preve que el espacio dorsal sea menor que el espacio plantar. Luego, el cirujano debería quitar el componente de prueba, hacer orificios (50) más profundos, introducir nuevamente el componente de prueba, y llevar a cabo la medida del espacio hasta que los espacios dorsal y plantar sean exactamente los mismos. A medida que se hacen más profundos los orificios (50), se espera que la diferencia sea cada vez menor. Cuando los espacios dorsal y plantar son iguales y los orificios (50) han alcanzado su exacta profundidad máxima, el componente tibial (2) final puede ser implantado
definitivamente.

g) Entonces, y sólo entonces, se puede quitar el componente tibial de prueba (68) y reemplazarlo definitivamente con el componente metálico final (2) (figura 6g). Esta es la ubicación del componente que debería permitir el restablecimiento del comportamiento original de apropiado tensado de los ligamentos (9 y 10). Una vez implantados los componentes finales tibial y talar (2 y 3) en su correcta posición absoluta, los mismos definen la ubicación del componente de cojinete meniscal (4). La última prueba a realizar es la identificación del mejor espesor del cojinete meniscal (4) para el mejor restablecimiento del comportamiento original de tensado de los dos ligamentos (9 y 10) por todo el intervalo de movimiento. Este procedimiento se puede realizar con suma facilidad con cojinetes meniscales de prueba (69) con una serie de espesores diferentes. Estos son cojinetes meniscales de polietileno exactamente con la misma forma tridimensional del cojinete meniscal (4), pero provistos de un elemento para su agarre de manera de facilitar las pruebas y las medidas.

h) En la figura 6h se muestra la configuración final de los componentes tibial (2), talar (3) y cojinete meniscal (4) en sus apropiadas ubicaciones.

La invención concebida de esta manera lógicamente es adecuada para aplicaciones industriales; además, la misma puede ser sometida a numerosas variantes y modificaciones sin por ello apartarse del alcance de las reivindicaciones que están más adelante.

Claims (7)

1. Dispositivo (1) protésico para articulación del tobillo para segmentos de articulación que comprende:

- un primer componente (2) que tiene una primera superficie de apoyo articular (5), el primer componente (2) estando vinculado sobre un primer segmento de hueso tibial (11);

- un segundo componente (3) que tiene una segunda superficie de apoyo articular (6) opuesta a la primera superficie de apoyo (5) del primer componente (2), el segundo componente (3) estando vinculado sobre un segundo segmento de hueso talar (20); y

- un tercer componente (4) intercalado entre el primero (2) y el segundo componente (3), que tiene dos superficies de apoyo, tercera y cuarta, articular (7 y 8) cuyas formas individuales son substancialmente complementarias a dichas primera y segunda superficie articular (5 y 6) del primer (2) y del segundo (3) componente, dichas dos superficies de apoyo, tercera y cuarta, articular (7 y 8) pudiéndose deslizar libremente y estando vinculadas individualmente de modo no cautivo;

caracterizado por el hecho que:

- ni la primera superficie de apoyo articular (5), ni la segunda superficie de apoyo articular (6) tienen exacta o aproximadamente formas correspondientes a dichos segmentos de articulación;

- las superficies de apoyo articular, primera y tercera (5 y 7) y segunda y cuarta (6 y 8) estando configuradas recíprocamente complementarias para permitir reproducir el eje de rotación no fijo de la articulación, manteniendo al mismo tiempo total congruencia, dichas dos superficies, tercera y cuarta, de apoyo articular (7 y 8) siendo deslizables libremente, e individualmente no siendo cautivas ni en un plano sagital y tampoco en un plano frontal ortogonal al plano sagital.

2. Dispositivo protésico para articulación según la reivindicación 1, caracterizado por el hecho que el eje de rotación no fijo de la articulación a reproducir se basa sobre la típica cinemática de rotación isométrica de algunas fibras ligamentosas (9 y 10) de la articulación natural en el estado sin carga.

3. Dispositivo protésico para articulación según la reivindicación 1, caracterizado por el hecho que comprende un primer componente (2) con una primera superficie de apoyo articular generalmente convexa (5); un segundo componente (3) con una segunda superficie de apoyo articular (6) que es generalmente convexa en un plano sagital y parcialmente cóncava en un plano frontal; y un tercer componente (4) con dos superficies de apoyo articular (7 y 8), tercera y cuarta, con disposición espalda contra espalda y con formas individuales que son substancialmente complementarias a dichas primera y segunda superficie articular (5 y 6) del primer (2) y del segundo componente (3), dicho tercer componente (4) estando situado entre dicho primer y dicho segundo componente (2 y 3) con los dos pares de dichas superficies complementarias primera y tercera (5 y 7) - cuarta y segunda (8 y 6) acopladas en dicha manera de libre deslizamiento e individualmente no
vinculada.

4. Dispositivo protésico para articulación según la reivindicación 1 o 3, caracterizado por el hecho que la primera superficie articular (5) de dicho primer componente (2) y la tercera superficie articular (7) de dicho tercer componente (4) complementaria a la misma están configuradas, cada una, parcialmente esféricas con los mismos radios de curvatura.

5. Dispositivo protésico para articulación según la reivindicación 1 o 3, caracterizado por el hecho que la segunda superficie articular (6) de dicho segundo componente (3) y la cuarta superficie articular (8) de dicho tercer componente (4) complementaria a la misma son, cada una, superficies parcialmente anticlásticas y tienen las mismas curvaturas.

6. Dispositivo protésico para articulación según la reivindicación 1 o 3, caracterizado por el hecho que dicho primer y dicho segundo componente (2 y 3) presentan una construcción totalmente metálica, y dicho tercer componente (4) es realizado totalmente de material plástico.

7. Dispositivo protésico para articulación según la reivindicación 3, caracterizado por el hecho que cada uno de dichos componentes (2, 3 y 4) presenta una construcción de una pieza única.