Estado del arte de las Prótesis de rodilla

Introducción

La investigación interdisciplinaria es en gran medida una necesidad cuando se trata de las prótesis internas de rodillas. Requiere del conocimiento de una amplia gama de ramas de la ortopedia, ciencias de los materiales, diseño y análisis.

En el campo de la investigación, se utilizan diversas herramientas para el estudio de los diferentes fenómenos. La biomecánica recurre a herramientas como fotogrametría, electromiografía, plantillas instrumentadas, resonancias magnéticas, creación de prototipos virtuales, para el estudio de diversos fenómenos en el ser humano.

En el siglo XVIII por primera vez se usaron en Francia alambres de latón y hierro para la fijación de las fracturas. Más tarde fue introducido el alambre de plata pero las primeras placas de metal no aparecieron hasta el año 1866 cuando Hausman usó una hoja de metal plateada para empalmar una fractura. En el año 1912. Lane y Sherman mejoraron los materiales y el diseño, usándose por primera vez el acero al vanadio. En 1926 comenzó el desarrollo de los aceros inoxidables. En 1929 los Laboratorios Austenal introdujeron las aleaciones de cromo, cobalto, y una aleación de molibdeno llamada Vitallium para uso dental. Venable y Stuck experimentaron este material para implantes ortopédicos[1]. En el presente trabajo se ofrece información sobre el estado del arte de las prótesis de rodillas.

Materiales para las prótesis

La necesidad de la investigación básica acerca de los materiales implantables se inició cuando los médicos intentaron por primera vez de colocar materiales no biológicos en el cuerpo mediante la cirugía. El Mecanismo de defensa del cuerpo en contra de los materiales extraños que se dejan dentro de él se ha observado desde los albores de la humanidad. La era de órganos artificiales, probablemente tiene su inicio cuando, a principios el hombre agarró un bastón para apoyar y cambiar su peso de un miembro lesionado[2].

El biomaterial de implante artificial se define como "cualquier dispositivo diseñado para funcional o estéticamente sustituir, duplicar o ayudar a un órgano enfermo o incompetente, parcial, temporal o permanente y que en algún momento requiere una interfaz de material no biológicos, con tejido viable". Las últimas cuatro palabras, 'interfaz con tejido viable', son de gran importancia en cuanto a desarrollo del biomaterial de que se trate. Cualquier dispositivo implantable diseñado para funcionar como una parte del cuerpo necesariamente debe entrar en contacto con tejido viable. La reacción del tejido al material extraño utilizado en la fabricación del dispositivo y en cualquier degradación del material del ambiente hostil presente se vuelve extremadamente importante en la selección adecuada de los materiales.

Al hablar de las propiedades y cualidades específicas de los materiales a utilizar por el cirujano ortopédico, lo lógico es empezar con los metales, y posteriormente pasar a los no metálicos que tienen mayores complejidades.

METALES: Aunque los metales no se pueden comparar a los huesos, en términos de sus atributos como materiales para el soporte estructural de un cuerpo vivo, han sido tradicionalmente el material de elección para la sustitución de partes del esqueleto.

PROPIEDADES: Los materiales metálicos son fáciles de fabricar en diferentes formas útiles, son rígidos, con un alto módulo de elasticidad y de cortante combinado con una alta resistencia a la rotura. El uso de aleaciones y procesos de fabricación especiales proporciona una amplia variedad de opciones para seleccionar el mejor metal para un uso específico. La mayoría de los metales utilizados en una ortopedia tienen un alto punto de fluencia (se requiere de una tensión relativamente alta para causar deformación permanente), pero más allá de este punto son dúctiles (se pueden doblar una cantidad razonable sin que se rompan). La ductilidad de los metales proporciona un factor de seguridad y una oportunidad para detectar implantes sobrecargados por rayos X. Pero la ductilidad debe combinarse con una adecuada rigidez y un punto alto de la tensión de fluencia, suficiente para que el material pueda satisfacer las demandas de carga.

Algunos de los atributos que hacen de los metales sean buenos materiales también plantean desventajas al ser usados en el cuerpo humano. Principalmente, esto es debido a la gran disparidad entre la rigidez de los metales y el hueso, y el hecho de que los metales prácticamente no tienen comportamiento viscoelástico. Además, los metales están sujetos a fallo por fatiga, un proceso que se acelera por los fluidos corporales. A continuación se analizarán brevemente los metales y aleaciones más utilizados en ortopedia.2 [3].

NORMA PARA LOS METALES: Existen varias organizaciones que han desarrollado estándares para materiales. A menudo, las iniciales de una de estas organizaciones se ve en relación con los materiales, de manera que puedan ser conocidas mundialmente.[4]

ASTM: Sociedad Americana para Pruebas y Materiales.

Comisiones: F-4, implantes quirúrgicos; F-8, Medicina Deportiva, F-19, aparatos ortopédicos, prótesis externas, ayudas a la movilidad.

ANSI: American National Standards Institute.

AISI: American Iron and Steel Institute.

BSI: British Standards Institute.

IOS: Organización Internacional de Normalización.

Comité TC-150, implantes quirúrgicos, TC-158, Prótesis externas y ortesis.

Además, los materiales ortopédicos ahora están regulados por la Food and Drug Administración, Oficina de Dispositivos Médicos.

Tipos de metales

En general, se utilizan en ortopedia casi todas las aleaciones con la excepción del titanio puro. De las aleaciones, hay tres tipos básicos de fórmulas y muchas variaciones en fabricación que puede conferir una amplia variedad de propiedades mecánicas.

Base hierro (Aceros Inoxidables): Estas aleaciones son de bajo costo y tienen buena resistencia a la fatiga y buena ??maquinabilidad; los otros constituyentes principales son cromo y níquel. Se componen principalmente de hierro (60 a 70 por ciento) con 16 a 20 ciento de cromo, 8 a 17 por ciento de níquel, y 2 a 4 por ciento de molibdeno, con pequeños porcentajes de manganeso (2 puntos).

Con base de cobalto (estelitas): son más caros y difíciles de fabricar que el acero inoxidable, estas aleaciones tienen una mayor resistencia a la corrosión que el acero y tienen excelentes propiedades mecánicas. El cromo, níquel, molibdeno y tungsteno son sus principales constituyentes.

Base de titanio: Estas nuevas aleaciones son más resistentes, más ligeras, y tienen un módulo de elasticidad menor que las otras. El titanio es aleado principalmente con aluminio y vanadio.

Aleaciones de fundición: Son relativamente duras y quebradizas y no se pueden mecanizar o trabajarlas fácilmente, por lo que se funden con una forma predeterminada.

Aleaciones forjadas: son más dúctiles y se utilizan con más frecuencia cuando se requiere un amplio trabajo por forjado.

Los materiales usados en la fabricación de las PTR no difieren mucho desde los últimos 15 o 20 años siendo normalmente su aplicación derivada de la previa y paralela investigación sobre la cadera. [5][6]

Respecto a las superficies articulares el empleo de «Vitallium®» (30% cromo, 7% molibdeno, cobalto, níquel…), las super-aleaciones de cobalto y la aleación de titanio Ti6Al4V son las más utilizadas en la fabricación tanto del componente femoral; en el tibial prima el cromo-cobalto. El acero no se utiliza por su gran fragilidad en cuanto a la reducida sección en los aceros colados, y su alto coste en los forjados.

El titanio goza de la ventaja de un módulo de elasticidad más cercano al hueso que el cromocobalto y una mayor biocompatibilidad, pero plantea el problema de la rugosidad de su superficie y un desgaste más fácil.

Por otra parte el CrCo posee un mejor pulido y lisura que permite mejorar y hacer durar más el deslizamiento sobre el polietileno. El inserto, presente en toda prótesis, está constituido por polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE) y es una pieza fundamental de la prótesis.

Se ha estado probando con cerámicas / aluminas, pero su alta fragilidad las ha excluido del mercado por ahora; se trata de materiales que soportan muy bien las fuerzas de rozamiento, pero ante las fuerzas de choque (como aquellas producidas durante el mecanismo «lift-off») su tolerancia es muy baja, aunque últimamente se están desarrollando estudios con cerámicas de alta densidad. Otro de los materiales que ha fracasado en su aplicación ha sido el composite o «polytuvo» (reforzamiento del polietileno con fibras de carbono): aumentaba la resistencia en un 30-40%, pero también incrementaba el desgaste del polietileno en base a los mecanismos de laminación y particulación, creando muchos detritus de carbono de dimensiones y geometría carcinogénicas.

Cementado versus «press- fit»

Prácticamente nadie se plantea hoy el colocar un componente tibial de polietileno sin base de metal desde que Ewald [7]demostró la ventaja que representaba en la artroplastia de rodilla el «metal-backed» tibial. A su vez se establece en este estudio las líneas de radiotrasparencia según sectores de la prótesis que han servido de base a posteriores trabajos.

Se ha demostrado que para mantener las tensiones en el platillo tibial tanto en las prótesis cementadas como en los modelos «press-fit» o impactados a presión con recubrimiento de

hidroxiapatita, es necesario el uso de cuatro pivotes simétricos o dos cuchillas laterales para contrarrestar las tensiones de cizallamiento rotatorio o anteroposterior. Para evitar esfuerzos en varo-valgo y anteroposterior un vástago central de 3 a 6 cm de longitud parece favorecer la fijación inicial, aunque autores como Navarro Quilis [8]consideran este sistema como insuficiente y establecen un mejor método con un anclaje con tres finos vástagos de anclaje tibiales

En los diseños no cementados se requiere una fijación adicional con varios tornillos de esponjosa de 6"5 mm además de la quilla central.

Los problemas de fijación de la tibia se deben al fenómeno denominado «micromovilidad»[9] Este fenómeno está causado por la particular geometría del platillo tibial que provoca durante la marcha un cambio progresivo del centro de movimiento. Este cambio está implicado en las contribuciones mecánicas que favorecen el aflojamiento y que se tratan de contrarrestar con los medios de fijación que se acaban de describir y la posibilidad, además de cementado sólo tibial. Por ello el platillo tibial está sometido a un esfuerzo de tensión, compresión y rotura sobre la interface que está en íntimo equilibrio con la micromovilidad que puede interferir (calculada en menos de 100 micras) con la osteopenetración en el poro de las prótesis no cementadas. Con ello se pueden encontrar prótesis cementadas (fémur y tibia), híbridas (sólo tibia) o no cementadas (ni fémur ni tibia).

Hoy en día sigue existiendo un amplio tema de debate acerca de la conveniencia o no del cementado de la prótesis de rodilla, sobre todo en lo que se refiere al platillo tibial. Aunque la aparición de líneas de radiolucencia en las prótesis «press-lift» por migración ocurre en los 3 primeros meses y posteriormente se estabiliza, por el contrario, en las cementadas esta migración inicialmente es menor pero mantenida en el tiempo. Parece ser que los estudios a largo plazo no encuentran diferencias entre los dos tipos de fijación, aunque hay detractores y defensores de las dos posturas.

McCaskie[10]se basa precisamente en el aumento de líneas de radiolucencia para concluir que, a pesar de no haber diferencias en los resultados, el mayor coste económico de las prótesis sin cementar hace de elección las cementadas.

Khaw[11]compara un total de 501 artroplastias (277 cementadas y 224 sin cementar) encontrando una supervivencia media para los dos grupos del 95% a los 10 años. No encuentra ninguna diferencia en los resultados aunque mostrando los intervalos de confianza la posible supervivencia de las prótesis no cementadas es del 98% y el de las cementadas 90%. Esto implica 8 recambios más en las primeras por cada 100 prótesis. Concluye diciendo que si el gasto de los 8 recambios en 10 años es igual al aumento de precio de las prótesis no cementadas, no se justificaría el uso del cemento, o sea, aboga por las no cementadas.

Si se observa el caso de las prótesis de menisco móvil, en el caso de la LCS (DePuy) Sorrells[12]logra unos resultados del 92"4% en no cementadas y en el caso de estarlo, Callaghan[13]aunque no presenta ratios de supervivencia como tales, destaca que no ha tenido ningún caso de osteolisis o aflojamiento en una media de 9 a 12 años de seguimiento.

Morgan-Jones[14]utilizando el modelo Motus (Osteo) no recoge ningún problema de esta prótesis de modelos meniscales sin cementar, indicando que el dispositivo de platillo-menisco móvil disminuye la superficie de estrés sobre la tibia, con lo que la fijación metafisaria es más estable al requerir menos solicitaciones de carga.

Este punto lo desarrollaremos con posterioridad. Por contra, Akizuki[15]aboga por el uso de las prótesis con recubrimiento de hidroxiapatita.

En su estudio con una biopsia sobre una prótesis Miller-Galante II con recubrimiento de fosfato-

tricálcico, encuentra una desaparición de la interface por la neoformación de hueso y osteointegración de la prótesis en el 77"7% de su superficie a los 2 años de haberla colocado.

Investigaciones sobre prótesis de rodillas

Investigaciones realizadas recientemente sobre la rodilla, incluyen investigaciones desde el punto de vista médico y mecánico principalmente, las cuales recurren a pruebas in Vitro en rodillas humanas, análisis químicos del cartílago y simulaciones utilizando el método de los elementos finitos.

Así pues, algunas investigaciones han encontrado que el cartílago articular (CA) posee una limitada capacidad de reparación, sin embargo, la causa inicial que produce el proceso de degeneración patológica es aún desconocido. El daño del cartílago por osteoartritis (OA) es inducido mecánicamente [16]

La simulación por computadora es una herramienta que ofrece la ventaja de modelar sistemas complejos y obtener resultados en poco tiempo comparados con una metodología analítica. Para el caso de la simulación del contacto entre las partes de la prótesis de articulación de rodilla, la principal ventaja es que se pueden hacer modelaciones donde se muestran las áreas más esforzadas así como las variaciones del esfuerzo al simular un ciclo de la marcha como se ve en la figura 1 [17][18]

Los resultados principales que se obtiene en una simulación son esfuerzos, deformaciones, deflexiones y movimientos de la prótesis tal y como lo hizo A.C. Godest[19]que realizó estudios sobre el esfuerzo que se presentan en el inserto de polietileno de una prótesis de articulación de rodilla sometida a un ciclo de caminata utilizando técnicas de análisis explícitos de elemento finito y los resultados de los esfuerzos presentes fueron comparados con los resultados obtenidos mediante el uso de un simulador mecánico

Figura 1. Simulación mediante el Método de los elementos finitos de una prótesis de articulación de rodilla.

La fuerza utilizada en la simulación fue de 200 N y el ángulo de flexión fue de un valor máximo de 85°. Básicamente los resultados obtenidos fueron las comparaciones del comportamiento de las fuerzas y los ángulos de flexión respecto al porcentaje del ciclo de la marcha utilizando un refinamiento de malla de burda a fina. Zdenek Schroll [20]trabajó con un modelo matemático de la distribución de presión en una prótesis de articulación de rodilla. El modelo describe la distribución de presión en la parte femoral e inserto de polietileno utilizando el software matemático ABAQUS. Sus resultados muestran las áreas de mayor presión.

G.M. Hamilton[21]desarrolló las expresiones del estado de esfuerzos que se genera en la superficie de contacto, para el tipo de contacto esférico, cuando se presenta un deslizamiento entre las superficies. Aplicando el criterio de falla de von Mises del máximo esfuerzo cortante, se observó que dicho esfuerzo se localiza muy cerca de la superficie de contacto, generando un estado de esfuerzos de tensión y provocando que se inicie el desgaste por delaminación.

Adrija Sharma[22]realizó pruebas a 10 pacientes con prótesis de articulación de rodilla sometidos a grandes flexiones de la pierna (hasta 120°) para conocer las fuerzas de contacto en este componente, para realizar esto, utilizó una técnica donde se registran imágenes en 2D y 3D de la articulación de la rodilla mediante las cuales se obtuvieron modelos matemáticos para condiciones estáticas. Los resultados obtenidos son graficas donde se muestra el número de veces del peso del cuerpo versus el ángulo de flexión.

Los estudios que se han realizado con respecto al análisis de la fractura del inserto han sido aquellos en los que se analizan directamente los insertos dañados extraídos de pacientes[23]

Un trabajo importante lo realizó Gerard [24]quien hizo estudios a prótesis de articulación de rodilla dañadas. Las prótesis fueron directamente extraídas de pacientes después de 39.5 meses de uso. El estudio se realizó a 38 hombres y 48 mujeres con una edad promedio de 65 años. Los resultados muestran las principales partes afectadas de las prótesis así como los principales modos de desgaste que llevaron al desgaste de este componente. Los principales modos de desgaste son pulido, rayado, pitting, deformación superficial, delaminación, abrasión y desgaste por partículas abrasivas. Estos modos de desgaste se ven en la figura 2.

Figura .2 Tipos de desgaste de un inserto de prótesis.

Haciendo un análisis de los estudios de los modos de desgaste y de los resultados obtenidos mediante simulación por computadora, se puede observar una tendencia a que el inserto se desgasta de una manera asimétrica como se observa en la figura 3 y 4.

Figura 3. Zonas de mayor desgaste (color verde y rojo) en una prótesis

Figura 4. Inserto de prótesis desgastado

Leonid Burstein y Dov Ingman [25]demuestran que la creación de cavidades a superficies de deslizamiento crea una fuerza de separación (fuerza soporte) entre las caras de deslizamiento paralelas. Se demuestra matemáticamente que el diferente comportamiento de la distribución de las cavidades en forma rectangular y exponencial señalando que la variación en la forma, profundidad y tamaño afectan el desempeño de la capacidad de compresión de la película del lubricante. También, demuestran que el incremento de la población de los poros altera significativamente el desempeño de la capacidad de carga del lubricante, por lo que los resultados muestran que la forma exponencial tiene mayor rendimiento (hasta 22% más) en la capacidad de carga que la forma rectangular. Esta demostración da la pauta para poder tomar en cuenta un punto de la investigación que sería probar con una distribución exponencial considerando que la forma, tamaño y distribución de los patrones de estudio deben ser propuestos de manera matemáticamente sugerida. Izhak Etsion[26]muestra que el LST (Texturizado Laser Superficial) tiene diferentes ventajas: rápido, cortos periodos de procesamiento, amigable con el ambiente y provee excelente control de la forma y tamaño de las cavidades permitiendo la realización de diseños óptimos. Muestra modelos teóricos con el mismo fin: reducir la fricción y el desgaste. El periodo de vida de algunas muestras con LST puede ser de hasta ocho veces mayor que las muestras que no lo tienen. El LST expande el rango de la lubricación hidrodinámica en términos de carga y velocidad del deslizamiento, también reduce sustancialmente el coeficiente de fricción bajo condiciones de operación similares en superficies sin LST. El diámetro, profundidad y densidad de área son factores principales a considerar en superficies con LST, por lo que deben realizarse diversos experimentos con diferentes formas, tamaños y distribuciones.

Y. Kligerman e Isaac Etsion,[27] hacen un estudio comparativo entre dos tipos de texturizados LST (Texturizado laser Superficial), uno parcial y otro completo en pistones. El LST lo aplican a al cilindro que está en contacto con un anillo. El LST parcial se aplica a la mitad longitudinal del cilindro. Dan varios parámetros como profundidad, diámetro y distribución para los dos casos. Los resultados muestran que el promedio de la fricción disminuye cuando se incrementa la densidad de área con LST. La mínima fuerza de fricción se encontró en el texturizado parcial en comparación con el texturizado de la superficie total en las mismas condiciones. Se compararon algunas densidades de área y de demostró que hasta un 30% menos de fricción se pueden obtener con el texturizado parcial.

En anchos de anillos más grandes el texturizado parcial tiene 55% menos de fricción que el texturizado total.

Yu. A, Ol´khov[28]describe el efecto de la radiación de laser de CO2 sobre materiales poliméricos y encuentra las diferentes estructuras que se generan sobre la superficie del material. Sus resultados indican que existe un proceso llamado depolimerización que describe el derretimiento, expansión y solidificación de las zonas amorfas del polímero, expuestas en primer plano con el láser, y el calentamiento de las zonas cristalinas por el mecanismo de conducción de calor y su consiguiente derretimiento y solidificación.

Todas las investigaciones referentes al texturizado de superficies se centran en el texturizado de partes metálicas donde las cavidades conservan su forma independientemente si el texturizado es mediante un proceso de maquinado o por láser.

Otro aspecto importante es que los arreglos de las cavidades que mostraron un menor coeficiente de fricción y menor desgaste, fueron aquellos en los cuales se tiene una densidad de cavidades alta, es decir, el mayor número de cavidades por unidad de área.

También es importante mencionar el tratamiento superficial llamado crosslinking [29]en el cual se irradia la superficie del polietileno con rayos gamma, beta o electrones produciendo un reacomodo en las moléculas de polietileno como se ve en la figura 6 disminuyendo el fenómeno de delaminación, además reduciendo con ello el tamaño de las partículas abrasivas (ver figura 5) que producen el fenómeno de desgaste abrasivo. Sin embargo, este tratamiento superficial afecta las propiedades mecánicas del polietileno, entre ellas, el módulo de elasticidad se ve reducido de un 20 a un 30%, de igual manera se ven afectadas sus propiedades de resistencia a la fatiga.

Figura 5. Crosslinking en UHMWPE

Figura 6. Partículas abrasivas de UHMWPE

Por último, el efecto que tiene la interacción de cualquier tipo de irradiación sobre este material es una subsecuente oxidación del polietileno [30]El caso más general es la irradiación de rayos gamma para el efecto llamado "cross-linking", explicado anteriormente, y ahora la exposición de una superficie de este material a laser de CO2.

La oxidación es una forma de ataque químico que lleva al rompimiento de las cadenas poliméricas y con ello dar paso a un decremento en el peso molecular, en otras palabras de ser un polietileno de ultra alto peso molecular se convierte en un polietileno de alto peso molecular. El polietileno de alto peso molecular tiene cadenas poliméricas más cortas, es más denso y más cristalino y exhibe una alta tasa de desgaste comparado con el polietileno de ultra alto peso molecular.

Con el tiempo, esta oxidación del UHMWPE tiene su efecto a una profundidad de 1 a 2 mm por debajo de la superficie siendo también donde se concentra el esfuerzo cortante máximo y el inicio del desgaste por delaminación.

La era de la artroplastia de rodilla moderna [31]arranca con Walldius (1951) que desarrolla la primera prótesis en bisagra hecha de resina acrílica y formada por una parte tibial y otra femoral, unida por una varilla de acero que formaba la charnela. Permitía una movilidad de 84º y una disminución de dolor del 75% a los 4 años. Pero la resina no era lo suficientemente resistente y fue cambiada por acero y finalmente cromo-cobalto.

En 1970 se desarrolla la prótesis del grupo GUEPAR cuyo eje de rotación en bisagra era más posterior[32][33]lo que permitía flexiones de más de 100º con una baja resección ósea.

En 1973 la prótesis LL (Letournel y Lagrange) permitió mejores resultados a base de una prótesis de cromo-cobalto y plástico, cementada y con un eje de rotación entre dos mitades de polietileno de alta densidad.

Los problemas planteados por estas prótesis eran: infección, aflojamiento, detritus metálicos, rotura de vástagos femorales o tibiales, volumen excesivo de los implantes o descementación, con malos resultados del 80% a los 10 años de seguimiento.

El abandono de las prótesis en bisagra se produjo fundamentalmente por el aflojamiento aséptico, debido a la falta de rotación de la prótesis. Este problema se solucionó con pivotes centrales de distintos materiales y componentes que permitían una rotación de 4º-5º en eje de rotación interna-externa. La prótesis GSB (1972) utilizaba un sistema de leva policéntrico cuyo principio era el de débil rozamiento dinámico para servir de guía a la prótesis.

En el mismo año, Sheehan establece una prótesis siguiendo el modelo de «ball on socket» que permitía una rotación de la rodilla que aumentaba con la flexión (de 3º en extensión a 20º en flexión de 90º).

La prótesis de Attenborough poseía una barra con una esfera en su extremo proximal, contenida en un receso del componente femoral y mantenida por un clip de polietileno circular.

La Prótesis Esferocéntrica también presenta sobre la tibia el sistema de eje y esfera proximal, pero la diferencia es que ésta se fijaba al cóndilo. Alcanzaba una movilidad de 0-120º.

Hoy en día este tipo de prótesis se sigue utilizando en aquellos casos con gran insuficiencia de ligamentos y en procedimientos de rescate.

Modelos como la Kinematic Rotating Knee o la Waldemar Link se siguen usando para estos supuestos.

Un último tipo de estas prótesis lo constituyen las denominadas prótesis condileas constreñidas, utilizadas en los mismos supuestos que las anteriores y basadas en los modelos estabilizados posteriores con el único cambio del alargamiento del pivote central de polietileno.

Permiten el control de la estabilidad varo-valgo pero no controlan la hiperextensión. No es necesario de modo obligatorio el uso de vástagos y pueden colocarse con sistemas de anclaje

simple «press-fit» o cementados. Un ejemplo de ellas es la CCK.

Los modelos de prótesis condilares se desarrollan a partir de los trabajos de Gunston (1971) basados en las teorías de los centros instantáneos de rotación establecidos por Reuleaux en 1876 y los trabajos de baja fricción de Charnley. 20 21

La prótesis Polycentric de Gunston fue la primera en desarrollar el concepto de rollback19 y las múltiples rotaciones axiales. Se fijaba al hueso con PMMA y necesitaba una buena estabilidad ligamentosa. Fracasó por la inadecuada fijación de la prótesis al hueso.

La Geomedic (1973) de Coventry aumentaba la estabilidad de la prótesis mediante un polietileno que se adaptaba a los cóndilos femorales en el plano sagital.20

El modelo ICLH (Imperial College London Hospital) de Freeman y Swanson presentaba la resección de ambos cruzados y la confinación del componente femoral dentro de la concavidad del tibial (mecanismo «roller-in-trough»).

No presentaba tallo tibial por lo que el aflojamiento aséptico del mismo fue su principal problema. Insall desarrolla la Total Condylar Prosthesis con la intención de crear una artroplastia con unas características cinemáticas lo más cercanas posibles a una rodilla normal, basándose en el diseño de la ICLH y consiguiendo una supervivencia del 94% a los 15 años con la resección de ambos ligamentos cruzados[34]

Nos hemos detenido en la historia protésica en el modelo Total Condylar por ser éste el modelo gold estandard de las prótesis de rodilla. Los principios cinemáticos de la PTR son los mismos que los de la rodilla normal basados en el modelo de 6 grados de libertad y en el de las cuatro barras aplicado para la flexo-extensión.

Según el último el LCP es el que permite el fenómeno del roll-back. Con su ablación y la ausencia de otro mecanismo que simule su función («post-cam» o leva posterior) se produce un exceso de sobrecarga posterior y un riesgo de que esto se transmita a la interfaz hueso-implante y provoque su aflojamiento.[35]

La Total Condilar presenta un borde anterior simétrico del componente femoral para la articulación rotuliana, los cóndilos son simétricos, tienen un radio de curvatura sagital decreciente en dirección posterior y son individualmente convexos en el plano coronal. El inserto presenta un doble platillo congruente en extensión con el componente femoral y en flexión con el plano coronal. La traslación y luxación se controlan por los labios anterior y posterior del polietileno así como su eminencia media. La rótula es de polietileno con un pivote central para su fijación. El componente tibial presenta una base de metal para transferir de modo más uniforme las presiones a la metáfisis ósea y un vástago que resiste la angulación de la prótesis durante el apoyo.

El problema de la Total Condylar era la limitación de la flexión a 95º. Por ello en 1978 se desarrolla el modelo Insall-Burnstein que resecaba el LCP y añadía un mecanismo de tetón en el polietileno que engranaba sobre un cajetín del componente femoral: son las prótesis estabilizadas posteriores, que permiten el fenómeno del roll-back y con ello mayor flexión.

Aunque parezca un problema liviano, el diseño protésico todavía juega un papel primordial en la mejoría del enfermo. Como ejemplo tenemos la prótesis Rotaglide en la que en un estudio donde se realizó la regularización de la rótula, el 83% de los pacientes mostró problemas patelares debido al «impingement» o pellizcamiento rotuliano que se sufría a los 70º de flexión por problemas en el diseño troclear. Un cajón intercondilar ancho con un límite anterior afilado parece empeorar la función rotuliana al dejar una troclea poco profunda y además corta por su diseño.[36]

Conclusiones

Resulta difícil el poder hacer una evaluación sobre el papel de la artroplastia total de rodilla.

Si bien su objetivo fundamental se ha cumplido, el de disminuir el dolor del enfermo provocado por una patología articular degenerativa, sus objetivos secundarios son los que están creando un amplio fórum de debate en la sociedad ortopédica actual.

La presencia de distintos modelos comerciales y la presencia de distintas modalidades de prótesis denota la falta de unanimidad ante muchos criterios. Es verdad que determinados supuestos tienen un consenso invariable, como el caso de la colocación de prótesis estabilizadas posteriores en el caso de debilidad ligamentosa, pero muchos otros no presentan esta definición de criterio..

Del mismo modo también hemos podido constatar los distintos resultados de algunos modelos comerciales.

Para poder entender la biomecánica del implante era necesario entender la de la rodilla normal.

Los patrones que se han utilizado para la fabricación de los implantes se basan en esta biomecánica y su propósito es el de acercarnos al gran reto que se nos plantea: conseguir una rodilla no natural con el mismo funcionamiento que la fisiológica.

Aunque la idea fundamental de todo cirujano ortopédico es la que acabamos de establecer, el escepticismo también se está acercando al campo de la cinemática. Uvehammer ya indica que no conocemos todavía la cinemática óptima requerida para un recambio articular protésico y que probablemente el patrón cinemático de una prótesis de rodilla no tenga por qué reproducir necesariamente el de una rodilla normal.

La monstruosa variedad de elección disponible a nuestro alcance (polietilenos, estabilizaciones, modelos comerciales, platillos y meniscos móviles, etc…) no nos ha de hacer medrar en el deseo de conseguir para nuestros propósitos aquello que mejores resultados proporcionen.

Es imposible intentar abarcar en un trabajo de estas dimensiones todos los aspectos relacionados de algún modo con la prótesis de rodilla.

Se ha de tener en cuenta al paciente. Cada individuo requiere un implante y un estudio pormenorizado de su estado. Este hecho es fundamental e imprescindible.

Por otra parte de la amplia gama de materiales que se nos presenta se debe usar el más indicado en cada uno de los casos valorando tanto el tipo de implante como el tipo de enfermo.

Actualmente la investigación se divide en múltiples frentes que no tardarán en dar resultados fiables respecto a investigaciones cinemáticas, de materiales, de fijación, de mejora de movilidad. De la misma forma los nuevos métodos diagnósticos y sus aplicaciones también sirven para alcanzar este mismo fin: la aplicación de la RMN es claro ejemplo de ello. La robótica con la construcción de nuevos modelos de simulación de movimiento articular permite tanto realizar estudios sobre modelos protésicos, como sobre materiales comprobando su desgaste por cantidad de uso o sobre alteraciones hipotéticas que puedan acelerar el desgaste.

De todas las prótesis son las de platillos y meniscos móviles las que más importancia están tomando actualmente. Aunque su aplicación es ya dilatada en el tiempo, la comprobación de que su cinética se aproxima más a la real y la disminución en la tasa de desgaste del polietileno por una redistribución de las mismas cargas sobre más superficie, han hecho que sea necesario adquirir experiencia en este tipo de modelos. La simple rotación de 5º en varo/valgo sobre el eje tibial ha permitido disminuir considerablemente una de las fuerzas que más acentuaba el desgaste de la prótesis por dos frentes. El primero en la interface hueso con cemento o en su defecto por el sistema de fijación del platillo tibial.

El segundo el de la interface inserto-metal tanto entre el fémur y el polietileno (por la mejor reordenación de fuerzas en el seno del inserto que disminuye su usura), como en la zona tibia-polietileno al disminuir el fenómeno de backsidewear y los de desgaste propio de esta interface.

Las perspectivas de futuro se basan en la investigación. Las prótesis de plataforma móvil parece ser que están dando unos resultados muy alentadores, pero todavía se han de mejorar los implantes para conseguir una funcionalidad lo más acercada a la normalidad que se pueda.

Autor:

Daismel Martí Safonts

Jorge L. Moya Rodríguez

[1] Bement A. L., Jr., "Biomaterials", Battelle Seattle Research Center, University of Washington Press, 1971.

[2] Bechtol J., Fergusson A. B., Laing P. G., 'Metals and Engineering in Bone and Joint Surgery, Chapter 1, "Historical Use of Metals in the Human Body", pp 1 – 18. Baltimore: Williams and Wilkinson, 1959.

[3] Hirschhorn, J. S. and Reynolds, J. T., In "Research in Dental and Medical Materials," E. Korostoff, Editor, Plenum Press, New York, 1969. pp. 137-150.

[4] Cochran G. V. B., "A Primer of Orthopedic Biomechanics", Churchill Livingstone Publishers, 1982.

[5] BERCOVY M. Prothèses totales au genou: Pour ou contre les plateaux mobiles. En: www.maitrise-orthop. com/corpusmaitri/orthpaedic.

[6] 25. WALKER P S, KOMISTEK R D, BARRET D S, ANDESRON D, DENNIS D A, SAMPSON M. Motion of amobile bearing knee allowing translation and rotation. J Arthroplasty 2002; 17: 11-19.

[7] EWALD F C, JACOBS M A, MIEGEL R E, WALKER P S, POSS R, SLEDGE C B. Kinematic total knee replacement. J Bone Joint Surg (Am) 1984; 66: 1032-1040.

[8] NAVARRO-QUILIS A, CARRERA L. Nuevo diseño del componente tibial en las prótesis totales de rodilla. En: Josa Bullich S, Palacios Y Carvajal J. Cirugía de la rodilla. Barcelona: JIMS SA, 1995; p 457-464.

[9] BLACK J. Requirements for successful total knee replacement: material considerations. Orthop Clin N Am 1989; 20: 1-13.

[10] MCCASKIE A W, DEEHAN D J, GREEN T P, LOCK K R, THOMPSON J R, HARPER W M, GREGG P J. Randomised, Prospective study comparing cemented and cementless total knee replacement. Results of pressfit condylar total knee replacement at five years. J Bone Joint Surg (Br) 1998; 80: 971-975.

[11] KHAW F M, KIRK L M G, MORRIS R W, GREGG P J. A randomised, controlled trial of cemented versus cementless press-fit condylar knee replacement. Ten-year survival. J Bone Joint Surg (Br) 2002; 84:658-666.

[12] SORRELLS R B. The clinical history and development of the low contact stress total knee arthroplasty. Orthopedics 2002 ; 25 (Suppl 1): 207-212

[13] CALLAGHAN J J, SQUIRE N W, GOETZ D D, SULLIVAN P M, JOHNSTON R C. Cemented rotating platform total knee replacement. A nine to twelve year follow-up study. J Bone Joint Surg (Am) 2000; 82: 705-711.

[14] MORGAN-JONES R L, ROGER G J, SOLIS G, PARISH E N, CROSS M J. Meniscal bearing uncemented total knee arthroplasty. J Arthroplasty 2003; 18:41-44.

[15] AKIZUKI S, TAKIZAWA T, HORIUCHI H. Fixation of a hidroxiapatite-tricalcium phosphate-coated cementless knee prosthesis, clinical and radiographic evaluation seven years after surgery. J Bone Joint Surg (Br) 2003; 85: 1123-1127.

[16] W. Wilson, C.C. van Donkelaar, R. Van Rietbergen and R. Huiskes, “The role of computational models in the search for the mechanical behavior and damage mechanisms of articular cartilage”, Medical Engineering & Physics. Vol. 27, pp. 810-826. December 2005.

[17] Vlad Georgeanu, Correlation between joint kinematics and poliethylene wear using finite elements method for total knee replacement, Maedica a journal of clinical medicine, Vol. 1 no. 4 2006.

[18] M. Soncini, Finite element analysis of a knee joint replacement during a gait cycle,Journal of Applied Biomaterials & Biomechanics 2004; 2: 45-54

[19] A.C. Godest, (2002), Simulation of a knee joint replacement during a gait cycle using explicit finite element analysis, Journal of Biomechanics 35 (2002) 267–275, Elsevier.

[20] Zdenek Schroll, Pressure Distribution in Knee Joint Replacement, Department of Instrumentation and Control Engineering, Faculty of Mechanical Engineering, Czech Technical University in Prague.

[21] G. M. Hamilton, Explicit equations for the stresses beneath a sliding spherical contact, Proc Instn Mech Engrs Vol 197C, Marzo 1983.

[22] Adrija Sharma, (2007), In vivo patella femoral forces in high flexion total knee arthroplasty, Journal of Biomechanics, Elsevier.

[23] Hon So, Wear mechanisms of UHMWPE for artificial knee joints in combined rolling and sliding cyclic motion

[24] Gerard A. Engh, (1992), Polyethylene wear of metal backed tibial components in total and unicompartmental knee prosthesis, British editorial society of bone and joint surgery

[25] Leonid Burnstein y Dov Ingman, Effect of Pore Ensemble Statistics on Load Support of Mechanical Seals With Pore-Covered Faces, Journal of Tribology, Vol. 121, 1999, p.p. 927-932

[26] Izhak Etsion, State of the Art laser Surface Texturing. Isaac Etsion. Journal of Tribology, Vol. 127, 2005, p.p. 248-253

[27] Y. Kligerman, Isaac Etsion, A. Shinkarenko, Improving Tribological Performance of Piston Rings by Parcial Surface Texturing. Journal of Tribology, Vol. 127, 2005, p.p. 632-638.

[28] Yu. A, Ol´khov, The Effect of Continuous CO2 Laser Radiation on the Thermal and Molecular–Topological Properties of Polytetrafluoroethylene, High Energy Chemistry, 2010, Vol. 44, No. 1, pp. 63–74

[29] Steven M. Kurtz, UHMWPE biomaterials handbook, Elsevier, second edition, China 2009.

[30] S.M. Kurtz and J. Paruizi, In vivo oxidation as the primary contributor to delamination in TKA, 2008.

[31] UVEHAMMER J. Knee joint kinematics, fixation and function related to joint design in total knee arthroplasty. Acta Orthop Scad 2001; 72 (Suppl 299): 1-52.

[32] CROCKARELL J R, GUYTON J L. Artroplastia de tobillo y rodilla. En: Terry-Canale S, editor. Campbell cirugía ortopédica. Volumen 1. 10ª edicion. Madrid: Elseiver SA, 2003; p 243-313..

[33] JOSA BULLICH S, DACHS CARDONA F, ESTANY A. Clasificación de las prótesis de rodilla y su evolución histórica. En: Josa Bullich S, Palacios Y Carvajal J. Cirugía de la rodilla. Barcelona: JIMS SA, 1995; p 435-443

[34] RANAWAT C S, FLYNN W F, SADDLER S, HANSRAJ K K, MAYNARD M J. Long-Term Results of the Total Condylar Knee Arthroplasty: A 15-year survivorship study. Clin Orthop 1993; 286: 94-102.

[35] MUNUERA L. Principios básicos en el diseño de las prótesis de rodilla. En: Josa Bullich S, Palacios Y Carvajal J. Cirugía de la rodilla. Barcelona: JIMS SA, 1995; p 445-456.

[36] POPOVIC N, LEMAIRE R. Anterior knee pain with a posterior-stabilized mobile-bearing knee prosthesis:The effect of femoral component design. J Arthoplasty 2003; 18: 396-400.