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

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