3.6 Evaluación clínica de las prótesis de cadera

La función de la cirugía ortopédica en el ámbito de la patología articular es intentar devolver a la articulación alterada su función. A pesar del gran auge experimentado, continua sin resolverse de forma definitiva el aflojamiento aséptico de los componentes protésicos. Mihra [2003] señala que existen factores entre el implante y el organismo, que determinan la duración y vida del implante, estos son:

· Bio-compatibilidad de los materiales.

· Materiales con características físico-químicas que garanticen su integridad Diseño de

la prótesis adecuado a la Biomecánica de la articulación.

· Condiciones del hueso receptor que permitan la fijación duradera del implante. · Superficie del anclaje.

· Colocación correcta del implante y ausencia de infección postquirúrgica.

a)

Las partículas de desgaste por el implante se originan principalmente en las superficies articulares de la prótesis y su producción se puede acelerar por la presencia de un tercer cuerpo de material protésico o fragmentos óseos atrapados entre dichas superficies. Sánchez [2007] menciona que además, el micro-movimiento de una prótesis contra el cemento puede generar otras partículas. En la Figura I.10 se pueden observar algunas de las posibles afecciones por las que se puede producir la migración del implante.

Figura I.10.- Esquema de la respuesta biológica adversa generada por las partículas de desgaste por Gómez (2000).

Las prótesis de Lazcano [2001] ha sido diseñadas como prótesis parciales tipo monopolar, cementada de Cromo-Cobalto. Además, cuenta con un tallo parecido al de Charnley de tercera generación, con collar cervical y ceja posterior con ángulo cuello vástago diafisario de 140° con el objeto de valguizar la prótesis y cambiar la dirección de la erosión acetabular. Desde noviembre de 1991 hasta noviembre de 1997, se llevo a cabo un estudio en el que se operaron 52 caderas en 51 pacientes, siete murieron antes de 24 meses y fueron excluidos del estudio, quedando 45 caderas con un seguimiento completo, valoradas en noviembre de 1999. La edad promedio del paciente fue de 74 años, 40 caderas correspondieron a mujeres y cinco a hombres. Los pacientes fueron operados vía posterior de Gibson con prótesis parcial, rimando el acetábulo a hueso subcondral. Una fractura basicervical, nueve Garden II, cinco Garden III y 30 Garden IV. El propósito de este trabajo fue estudiar los resultados de la hemiartroplastía de cadera tipo

Lazcano y la erosión acetabular, para lo cual se efectuó un estudio prospectivo longitudinal y observacional.

Posteriormente, se realizó otro estudio con la finalidad dedemostrar la durabilidad de la prótesis total de la cadera Charnley. En 42 caderas registradas, 32 alcanzaron la etapa de 25 a 30 años de duración. De las 32 que iniciaron esta etapa, cuatro requirieron cirugía de revisión (el desgaste en la copa de polietileno en este grupo fue de 1 a 6 mm, con promedio de 1 mm por cada nueve años). Lazcano [2001] menciona que una mejor cementación junto con la colocación sin osteotomía del trocánter y los polietilenos de enlaces cruzados múltiples, podrán eventualmente mejorar el rendimiento de la prótesis y su duración.

Desafortunadamente la longevidad de las endoprótesis articulares está ligada a su historia natural, que culmina invariablemente en el aflojamiento. El desarrollo de las prótesis de cadera tiene más de medio siglo de investigación constante. El objetivo central de esta investigación, ha sido lograr la estabilidad y longevidad. Se sabe que el aflojamiento es más frecuente en hombres que en mujeres y en jóvenes que en viejos. Así como, en pacientes portadores de algunas enfermedades. Los factores que producen el aflojamiento según estudios clínicos, radiológicos, densito métricos óseos, bioquímicos de remodelación óseo y histopatológicos, muestran que debe ser evitado el cemento si se quiere incrementar la vida del implante Gémez [2006].

En los últimos años se han buscado alternativas de solución para la patología coxofemoral, dando lugar a un desarrollo explosivo en la investigación biotecnológica. A continuación se presenta el análisis de las estrategias que se han seguido para el desarrollo prostético actual.

Por ejemplo Gómez [2000] menciona que la estabilidad, debe definirse como la serie de eventos que deben ocurrir para lograr una repuesta biológica equilibrada, que permita la presencia de un cuerpo extraño sujeto a grandes esfuerzos por largos periodos. Sin que cause detrimento significativo de las propiedades biológicas y mecánica del receptor. La primera que debe considerarse es la estabilidad primaria o mecánica. La cual se logra en el momento mismo de la operación y a través de un diseño correcto del implante con métodos alternos de fijación y la técnica quirúrgica. La segunda es la estabilidad secundaria o biológica, que se logra con el paso

del tiempo y por mediciones de fenómenos biológicos de remodelamiento óseo. Dentro de la estabilidad primaria se tienen contemplado las siguientes variables [Gómez, 2000]:

1.- Geometría básica específica.

2.- Tipo y cantidad de recubrimiento o ausencia. 3.- Longitud del vástago.

4.- Uso o no de collar.

5.- Calves mecánicas de estabilidad anti rotatoria. 6.- Diversos tamaños de cabeza.

7.- Diferentes longitudes de cuello y dimensiones del cono cuando la prótesis es modular. 8.- Características en cuanto a la distancia entre el centro de rotación de la cabeza femoral

y el eje longitudinal del fémur. 9.- Empleo de materiales biocompatibles.

Jasty [1986] demostró que la presencia de una separación de 0.5 a 1.5 mm, entre el hueso y el implante reduce en 50% el grado de crecimiento óseo por invasión de los poros. Estos parámetros son el límite máximo admisible de separación entre la superficie porosa y el hueso. Asimismo Walker [1987] demostró que es necesario un encaje a presión para producir un atrapamiento en la superficie de contacto. Los métodos para mejorar la estabilidad primaria o mecánica del implante con base en el trabajo de Noble [1987] son:

· Compresión. · Autobloqueo. · Pretensado. · Roscado.

· Combinación entre ellos.

La estabilidad mejora en la medida en que exista una mejor conciliación de volúmenes entre continente y contenido, los principales problemas son los diferentes tamaños de los fémures, sus diversas amplitudes en los planos sagital y coronal en las zonas de entrada del implante y la región diafisiara y las muy diversas características de su geometría endóstica. Estabilidad

secundaria de la prótesis se logra entre el implante y el hueso, y se manifiesta por diferentes tipos de unión como son:

· Unión química · Unión ósea · Unión fibrosa

Linder [1983] describe que el único que se le puede atribuir cierta capacidad para establecer una unión química con el hueso es el Titanio. Esto ocurre a través de un posible enlace covalente o iónico entre el hueso y la capa superficial de óxido de Titanio que se forma espontáneamente. La unión ósea ocurre a través de un fenómeno de crecimiento óseo, por invasión de superficies microporosas. La unión fibrosa se da como respuesta a las características del material de fabricación de los implantes, del diseño de superficies, de la naturaleza de cargas a las que se encuentra sometida la interface implante-hueso.

Semeltyich [1984] menciona que ningún material hasta ahora conocido, está exento de ocasionar un posible daño orgánico cuando se utiliza por largos periodos. Por consiguiente se han buscado materiales que generan menos lesiones, conforme a esto se han clasificado como biomateriales biotolerados y bioactivos.

Desde el siglo pasado Wolf [1982] reconoció que las fuerzas mecánicas pueden desencadenar cambios en el metabolismo celular y determinar la disposición de las trabéculas óseas en el extremo proximal del fémur. De conformidad con estos conceptos, Wolf [1982] propuso su famosa ley en la que establece que la arquitectura ósea es dependiente de la naturaleza y magnitud de las cargas que recibe.

Walker [1988] explica que la estabilidad a largo plazo de los implantes, respecto al diseño del vástago no cementado, se ha basado principalmente en tres zonas del hueso:

· Cabeza y cuello (zona de entrada de carga).

· Tercio metafisiario (zona de distribución primaria de esfuerzos). · Región diafisiaría (zona de compresión).

Wrobleweski [1985] en su trabajo de investigación explica que dependiendo del material de fabricación de la cabeza femoral y de su diámetro, el desgaste lineal normal de una superficie articular de polietileno es del orden de 0.05 mm a 0.02 mm por año y genera entre 25 y 100 mm3 anualmente. Bartel [1984] explica que el desgaste está relacionado con el tamaño de la cabeza femoral, evidencia clínica indica que el uso de cabezas de 32 mm o más aumenta el desgate lineal y volumétrico, a su vez el grosor de la pared de polietileno no debe ser menor de 6 a 8 mm. Algunos estudios efectuados por Livermore [1990] establecen que le tamaño de cabeza de 28 mm optimiza los desgastes volumétrico y lineal. Por otro lado, si el diámetro de la cabeza es menor presenta mayor tendencia a que el cuello o el cono choquen contra los bordes del acetábulo y sean más propensos a luxarse. Además de que disminuyen los arcos de movilidad.

Los diseños de prótesis de cadera han seguido dos vertientes de diseño con base en el trabajo de investigación de Brown [1994], en relación con la cabeza y el vástago, las prótesis monoblock y modulares. No obstante que el mecanismo de prensa cónica que presentan el diseño de las prótesis modulares, es una forma muy segura de fijación. Es necesario que ciertas condiciones que neutralicen las fuerzas de anclaje y la estabilidad de las cargas fisiológicas. Además, Jani [1996] explica que la insuficiente redondez de la geometría del cuello crea inestabilidad. En cuanto a la combinación adecuada de los materiales de cada parte, Gilbert [1993] menciona que se ha visto que la combinación de titanio con cobalto-cromo tiene muy escasos efectos negativos en corrosión

Otro aspecto importante es el hundimiento o migración distal de los implantes. Este es una conducta que se observa con mayor o menor frecuencia y en mayor o menor magnitud en la mayor parte de los vástagos no cementados. En el pronóstico del hundimiento de una prótesis interviene no solo la selección del tamaño y modelo protético, sino también la rigidez de la fijación inicial, la resistencia del hueso receptor y el estado metabólico óseo futuro con base en lo que se explica en el trabajo de Chao [1981].

Collis [1977]describe algunas estrategias utilizadas para evitar los hundimientos para obtener el mayor contacto posible entre la cortical ósea y la prótesis, utilizar vástagos largos y anatómicos, utilizar collares con diferentes inclinaciones angulares en las prótesis. La función del tercio

diafisiario de los vástagos protéticos es múltiple, esta parte de los vástagos es muy importante en las fases iniciales de fijación del implante. Al parecer los vástagos deben tener solo la longitud necesaria para alcanzar por lo menos la mitad proximal del istmo del fémur, ya que si no se ocupa con el vástago esta región, se elimina una de las dos grandes regiones más importantes de transferencia y neutralización de esfuerzos. La función tardía de la parte diafisaría de los vástagos está íntimamente relacionada con el recambio metabólico del hueso, donde la elasticidad, la transmisión radial de esfuerzos y la desfuncionalización ósea proximal por hiposolicitación de esfuerzos, ocupan un lugar preponderante en la longevidad a largo plazo de los implantes con base en el trabajo de investigación de McLaren [1982].

En el diseño de una prótesis se debe considerar el factor de variación de los somatotipos femorales que prevalecen en la población blanca. Toda vez que estas variaciones dependen del ambiente, de la edad y sexo, el origen étnico y el estado metabólico óseo con base en la investigación de Dewey [1969], Rubin [1994] y Solomon [1979]. El somatotipo se define como la silueta anatómica que está representada por el conjunto de las características siguientes Bauer [1986]:

· Radios de curvatura endóstica. · Anteversión.

· Centros de rotación de la cabeza femoral.

· Altura del trocánter mayor con el centro de la cabeza femoral.

· Centro de rotación de la cabeza femoral en relación con el eje longitudinal del fémur. · Posición y longitud del istmo femoral.

· Tamaño del fémur.