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Vol. 66. Núm. 1.
Páginas 16-27 (Enero - Febrero 2015)
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Vol. 66. Núm. 1.
Páginas 16-27 (Enero - Febrero 2015)
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DOI: 10.1016/j.otorri.2014.02.011
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Nueva prótesis de maleovestibulopexia. Diseño y análisis experimental en un modelo computarizado 3D basado en elementos finitos
Design and experimental analysis of a new malleovestibulopexy prosthesis using a finite element model of the human middle ear
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Luis A. Vallejo Valdezatea,b,c,
Autor para correspondencia
, Antonio Hidalgo Otamendid,e, Alberto Hernándezd,e, Fernando Lobod, Elisa Gil-Carcedo Sañudoa,b, Luis M. Gil-Carcedo Garcíaa,b,c
a Cátedra de Cirugía, Oftalmología, Otorrinolaringología y Fisioterapia, Universidad de Valladolid, Valladolid, España
b Servicio de Otorrinolaringología, Hospital Universitario del Río Hortega, Valladolid, España
c Instituto de Neurociencias de Castilla y León (INCyL), Valladolid, España
d Centro para la Investigación y el Desarrollo en Automoción (CIDAUT), Valladolid, España
e Centro para el Estudio y Control del Ruido (CECOR), Valladolid, España
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Tabla 1. Características y propiedades mecánicas empleadas para el diseño de los diferentes elementos que constituyen el modelo del oído utilizando el método de los elementos finitos
Tabla 2. Características físicas de diferentes materiales considerados para la fabricación de la prótesis
Tabla 3. Propiedades mecánicas del titanio
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Resumen
Introducción

Existen numerosas prótesis diseñadas con el fin de sustituir elementos osiculares en el oído medio. En este trabajo presentamos el diseño de una nueva prótesis de sustitución osicular total anclada en el mango del martillo y analizamos su comportamiento mecanoacústico teórico.

Métodos

Para el diseño 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 diseñar y optimizar las características vibroacústicas de prótesis implantables en el oído medio. Mostramos la eficiencia mecanoacústica de un nuevo diseño de prótesis de maleovestibulopexia útil en la reconstrucción de la cadena osicular.

Palabras clave:
Mecánica del oído medio
Método de los elementos finitos
Prótesis de oído medio
Osiculoplastia
Maleovestibulopexia
Prótesis de sustitución osicular total
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 acoustical-mechanical 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.

Keywords:
Middle ear mechanics
Finite elements method
Middle ear prosthesis
Ossiculoplasty
Malleovestibulopexy
Total ossicular replacement prosthesis
Texto completo
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 diseños protésicos dirigidos a paliar dicho daño. Estos diseños 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 daño 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 diseño sino el comportamiento mecanoacústico de cualquier prótesis de sustitución osicular sin necesidad de acudir a modelos biológicos. Desde hace años nuestro grupo analiza y diseña 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 diseñada 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.

MétodosModelo 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 diseño, 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 pequeños elementos de dimensión finita relacionados entre sí a través de nodos o uniones de contacto. El comportamiento de cada 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:

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:

  • -

    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.

(0,12MB).

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.

Tabla 1.

Características y propiedades mecánicas empleadas para el diseño de los diferentes elementos que constituyen el modelo del oído utilizando el método de los elementos finitos

Número de elemento  Nombre  Densidad (kg/m3Módulo de Young (Pa)  Coeficiente de Poisson  Coeficiente de absorción 
Tejido biológico (membrana)  1.200  3, 30E+07  0,29  0,35 
Músculo estapedial  1.200  5,20E+05  0,2  0,2 
Músculo tensor timpánico  1.200  2,60E+06  0,2  0,2 
Anillo timpánico  500  2,10E+15  0,29  0,35 
Ligamentos del yunque  1.200  6,50E+05  0,29  0,3 
Ligamento superior del martillo  1.200  6,50E+05  0,3  0,25 
Ligamento lateral del Martillo  1.200  2,10E+07  0,3  0,25 
Martillo (cuello)  4.530  1,41E+10  0,2  0,05 
10  Martillo (manubrio)  3.700  1,41E+10  0,2  0,05 
11  Martillo (cabeza)  2.550  1,41E+10  0,2  0,05 
12  Unión fibrosa tímpano-martillo  50  2,00E+10  0,29  0,25 
13  Articulación incudo-maleolar  1.200  2,00E+10  0,4  0,25 
14  Articulación incudo-estapedial  1.200  7,00E+05  0,3  0,3 
15  Apófisis corta del yunque  2.260  1,41E+10  0,2  0,05 
16  Cuerpo del yunque  2.360  1,41E+10  0,2  0,05 
17  Apófisis larga del yunque  5.090  1,41E+10  0,2  0,05 
18  Estribo  2.200  1,41E+10  0,2  0,717 
37  Tímpano (fibras radiales)  1.200  1,00E+07  0,3  0,35 
38  Tímpano (fibras parabólicas)  1.200  1,00E+07  0,3  0,35 
52  Tímpano (fibras semilunares)  1.200  1,00E+07  0,3  0,35 

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 80dB. 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.

Figura 1.

Validación del modelo computarizado del oído: Respuesta teórica en el modelo sometido a un estímulo de 80dB SPL comparándola con las mediciones reales obtenidas por Vlaming y Feenstra en 4 individuos sanos.

(0,4MB).

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 diseño de prótesis: el umbo y un punto del extremo medial (vestibular) de la prótesis.

La prótesis está diseñada 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 diseño 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 diseño (fig. 2).

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.

(0,23MB).

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 5,5mm. 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).

Tabla 2.

Características físicas de diferentes materiales considerados para la fabricación de la prótesis

Material  Volumen (mm3Densidad (kg/m3Densidad (kg/mm3Peso (kg)  Peso (g) 
Platino  1,01029  21.450  0,00002145  2,17E-05  0,02167072 
Titanio  1,01029  4.507  0,000004507  4,55E-06  0,00455338 
Oro  1,01029  19.300  0,0000193  1,95E-05  0,0194986 
Acero  1,01029  7.800  0,0000078  7,88E-06  0,00788026 

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 diámetros en el tercio medio del mango del martillo fue de 1,2mm (± 0,2mm). Consideramos estas mediciones a fin de diseñar el anclaje de la prótesis 0,3mm 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 diseño 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.

Tabla 3.

Propiedades mecánicas del titanio

Material  Densidad  Módulo de Young (MPa)  Coeficiente de Poisson 
Titanio  4,50E-09  116.000  0,34 

Con estos conceptos iniciales procedimos al diseño 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).

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 diseño arqueado de la prótesis.

(0,21MB).

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.

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.

(0,41MB).
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).

(0,32MB).

1) Desplazamientos. El desplazamiento teórico del umbo en el modelo computarizado, simulando un estímulo de 80dB 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.

Figura 6.

Desplazamiento teórico del umbo en el modelo 3D del oído a 80dB SPL antes de ser manipulado y tras la implantación de la prótesis de maleovestibulopexia.

(0,36MB).
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 80dB SPL de intensidad.

(0,39MB).

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 24,96754μm, a presiones endotimpánicas en el rango descrito.

Finalmente, comparamos el desplazamiento del umbo de esta prótesis de reciente diseño 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.

Figura 8.

Comparación del desplazamiento teórico del umbo en el modelo del oído a 80dB 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.

(0,39MB).
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 diseño de prótesis de maleovestibulopexia.

(0,4MB).
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 diseño de prótesis de maleovestibulopexia.

(0,36MB).

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.

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.

(0,4MB).
Discusión

Son muchas las prótesis diseñadas con la finalidad de paliar los daños 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 diseño de la 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 diseñar 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 diseño 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 diseño y el análisis del comportamiento mecanoacústico de esta prótesis de sustitución osicular hemos utilizado un modelo matemático computarizado 3D basado en elementos finitos, diseñado 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 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 señaló, 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 interno. Esta ventaja no es solo evolutiva ya que, como señala 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 diseño de la prótesis analizada con una superficie de apoyo plana que solo contacta con el mango; sin embargo, el diseño 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 diseñado prótesis anguladas, lo que les resta eficiencia mecánica13. En el diseño que presentamos hemos solventado este problema mediante el diseño 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 6mm) 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 diseño 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 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 diseño del anclaje de la prótesis en el mango del martillo y siempre que la longitud de la prótesis sea la óptima, podríamos introducir 0,5mm 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 diseño 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 diseño 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 pequeñas 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 diseño 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 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, daño 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 diseñada utilizando el FEM y analizada en este estudio muestra un comportamiento mecanoacústico superponible al del oído medio sano. Su diseño 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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Copyright © 2014. Elsevier España, S.L.U. y Sociedad Española de Otorrinolaringología y Patología Cérvico-Facial
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