Articulación de la caderaLa articulación coxofemoral o de la cadera (Figura 1), según SINNATAMBY (2006), es una diartrosis multiaxial esferoidea (enartrosis), entre el acetábulo del hueso innominado (cadera) y la cabeza del fémur. Está compuesta de:1. Dos extremidades óseas revestidas por cartílago hialina o articular: la cabeza del fémur articulada con el acetábulo del hueso de la cadera;2. Cápsula articular: constituida por una cápsula fibrosa de tejido conjuntivo denso, que rodea externamente los componentes de la articulación coxofemoral y está recubierta internamente por una fina membrana sinovial;3. Cavidad articular: espacio delimitado por la cápsula articular, localizado entre los componentes articulares y completado por el líquido sinovial; y4. Diversos ligamentos originados a partir de partes espesas de la cápsula articular, con la función básica de estabilización articular.

Figura 1. Articulación de la cadera

A través de la articulación de la cadera, el cuerpo humano puede realizar amplios movimientos en los tres planos del espacio: flexión y extensión, rotación medial y lateral, aducción y abducción, y circunducción. Esta articulación es un componente muy importante del aparato locomotor, muy estable estructuralmente, sostiene más de dos veces el peso del cuerpo en cada paso durante la marcha o en postura ortostática (de pie), transmitiendo dicho peso a través de las extremidades inferiores hasta el suelo (LEHMKUHL & SMITH, 1989; PALASTANGA et al., 2000).El funcionamiento normal de articulación de la cadera puede verse afectado por diversas patologías degenerativas (osteoartritis de la cadera, osteonecrosis de la cabeza femoral), traumáticas (fracturas de la cadera y del fémur), congénitas (displasia congénita de cadera),

inflamatorias (artritis reumatoide), entre otras (RODRIGUES, 2006). Cuando los componentes naturales de la articulación de la cadera ya no cumplen su función principal y causan trastornos, pueden ser cambiados por una prótesis de cadera artificial, por medio de un procedimiento denominado artroplastia total de cadera.

Artroplastia de cadera

La artroplastia de cadera es una cirugía para reemplazar toda o parte de la articulación coxofemoral por una articulación artificial, denominada prótesis, con los objetivos de aumentar la movilidad, mejorar la función de la articulación de la cadera y aliviar el dolor producido por artrosis, artritis inflamatoria, displasias, traumatismos, osteonecrosis, entre otros. La ATC es una intervención donde las superficies articulares afectadas son reemplazadas con piezas artificiales. Puede ser del tipo primaria o de revisión. Se llama cirugía de revisión al procedimiento por el cual se reemplaza parte o toda la prótesis implantada anteriormente, y que algún motivo o causa indeseada imposibilitó seguir utilizándolo. La prótesis empleada en la ATC comprende un componente femoral y un componente acetabular.La fijación de los implantes al hueso puede ser primaria y secundaria. La fijación primaria es el anclaje que se produce entre la prótesis y el hueso en el momento de la cirugía. El anclaje primario se consigue mediante cemento óseo, o mediante el anclaje intrínseco del componente protésico (componentes a presión o press-fit, roscados, atornillados o autoexpandibles). La fijación secundaria, sin embargo, es el anclaje de la prótesis al hueso por crecimiento óseo sobre la superficie del implante.Esto puede ser favorecido mediante el uso de superficies rugosas, materiales biocompatibles o recubrimientos osteo-conductores como la hidroxiapatita, una cerámica biocompatible de fosfato de calcio que favorece el crecimiento óseo a través del mecanismo de osteoconducción (MONTEIRO et al., 2003). Las artroplastias de cadera, según el modo de anclaje de las prótesis al hueso, seclasifican en cementadas, no cementadas o híbridas (Figura 2) (SÁNCHEZ & ALONSO, 2011).

Figura 2. Tipo de prótesis según anclaje al hueso:a. Vástago recto cementado.b. Prótesis total de cadera modular Muller, con cabeza intercambiable en acero inoxidable, no cementada yc. Prótesis total de cadera híbrida Muller, metalpolietileno con vástago autobloquean.

2.2.1. Artroplastia de cadera cementadaEl cemento óseo utilizado en la ATC está compuesto por un polímero, polimetilmetacrilato (PMMA), que llena el espacio entre el hueso y la superficie de la prótesis y contribuye a la estabilidad de la misma (RODRIGUES, 2006). El PMMA cuando se endurece forma una unión sólida entre la prótesis y el fémur (Figura 3). Al cemento óseo pueden ser agregados antibióticos, de tal forma a reducir el riesgo de infección pos-operatoria Los avances en las técnicas de cementación han originado la clasificación en las siguientes generaciones, (SCHMALZRIED & HARRIS, 1993; SECOT, 2001):a. Primera generación: que consiste en preparar manualmente un pack de cemento de consistencia pastosa que se introduce en el canal femoral vaciado previamente y sin taponar. Con esta técnica es difícil conseguir una capa de cemento óptima y uniforme.b. Segunda generación: cemento mezclado a mano, taponado del canal medular, lavados pulsátiles del mismo e inserción del cemento de forma retrógrada usando una pistola de inyección.c. Tercera generación: incluye las ventajas introducidas con la técnica de segunda generación, junto con la reducción de la porosidad del cemento, la centrifugación y presurización del mismo y modificaciones micro y macroscópicas en la superficie del vástago, así como la aplicación industrial del PMMA al componente femoral en un intento de mejorar la adherencia cemento-implante.d. Cuarta generación: designa los elementos característicos de la cementación de tercera generación, junto con el uso de dispositivos que permiten una óptima centralización del

vástago, tanto proximal como distal, asegurando así la consecución de una capa de cemento adecuada y simétrica.

Figura 3. Izquierda: prótesis total de cadera cementada Charnley. Derecha: radiografía deuna fijación cementada (KHANUJA, 2006).

La utilización del cemento óseo en la ATC tiene algunas ventajas potenciales: permite mayor tolerancia a pequeños desvíos de posición de los componentes de la prótesis, posibilita la aplicación de carga en la cadera, posterior a la cirugía, y actúa como elemento de sustentación y de trasmisión de la carga aplicada a la articulación (RODRIGUES, 2006), reduce el dolor postoperatorio, ya que la prótesis está fijada más firmemente al fémur, y disminuye la tasa de revisión a largo plazo por aflojamiento de la prótesis (PARKER & GURUSAMY, 2008; KIM et al., 2002). En contrapartida, se reportaron efectos adversos: arritmias cardíacas y colapso cardiorrespiratorio, que se producen después de la inserción, debido a embolia por fragmentos de médula ósea que ingresan a la circulación, así como efecto tóxico directo del cemento (PARKER & GURUSAMY, 2008; ORTEGA et al., 2000).SAVARINO et al. (1995) observaron que el calor generado durante la reacción de la polimerización del cemento puede afectar el crecimiento óseo posterior a la cirugía, lo que puede provocar necrosis ósea y formación de un tejido fibroso en la unión del cemento con el hueso. Otra desventaja del uso del cemento en la fijación de la prótesis es la dificultad en la revisión de la artroplastia, si es necesaria, ya que será inevitable extraer el material óseo y todos los restos del cemento para preparar el lecho para otro implante (PAZ et al., 1994).

Además, parece existir correlación entre el espesor del cemento utilizado, el porcentaje de ocupación del canal femoral y del acetábulo, la calidad conseguida en la penetración del cemento en el hueso y la orientación de los componentes con su durabilidad. La baja resistencia mecánica y el coeficiente de elasticidad del cemento, en relación al hueso, proporcionarían la formación y progresión de fisuras y fracturas, lo que podría causar luxación del componente protésico (ALBUQUERQUE & VIDAL, 1995; SECOT, 2001).Con respecto al éxito a largo plazo de la artroplastia de cadera primaria cementada, se comprobó que ocurre en pacientes con 60 años de edad o más, a diferencia de los fracasos que ocurren en pacientes jóvenes, en pacientes con escasa densidad ósea, en personas con componentes de metal con soporte, o en cirugía de revisión con pérdida de hueso acetabular (RANAWAT et al., 1997).En 1958 John Charnley propuso los 65 años como límite mínimo de edad para la indicación de su prótesis cementada. Según él, no se debía colocar en personas de menor edad, por el riesgo de aflojamiento, lo que fue corroborado en la práctica, debido a que cuando se colocaba una prótesis cementada en personas más jóvenes, ésta era usada en forma indiscriminada, produciéndose un aflojamiento precoz. Es por esto que una prótesis cementada es mucho más eficiente cuando es usada para realizar una vida normal propia de una persona mayor de esa edad, entonces, parece claro que la prótesis cementada está indicada en aquellas personas con artrosis de cadera dolorosas y que tengan más de 65 años (FORTUNE et al., 2005). Además, la tasa de revisión acumulada de las artroplastias de cadera cementadas aumenta de 12%, posterior a 4,5 años de uso, a 67% después de 16,2 años de su utilización, para los pacientes con edad inferior a 45 años (DORR et al., 1994 citado por THOMAS etal., 1996).

2.2.2. Artroplastia de cadera no cementadaDebido a la importante tasa de aflojamiento de prótesis cementadas a largo plazo, sobre todo en pacientes jóvenes y más activos (PAJARES et al., 1998), y a la existencia de un número significativo de personas con menos de 65 años que presentan artrosis de cadera a consecuencia de una luxación congénita de cadera o a una necrosis aséptica de cabeza femoral o traumatismo, se han diseñado prótesis no cementadas como alternativa, para eliminar el cemento, considerado como una de las causas del aflojamiento. Su resultado ha sido muy bueno para el acetábulo, ya que la prótesis, sea con rosca o atornillada, tiene mucho menos aflojamiento que la prótesis cementada (FORTUNE et al., 2005).Los implantes de cadera no cementados están diseñados para ser insertados dentro del canal femoral, previamente preparado para que encaje íntimamente dentro de él, sin necesidad de cemento óseo. Los componentes de las prótesis son insertados directamente en el hueso y se mantiene en dicho lugar por fuerzas elásticas generadas por el tejido óseo. Esto requiere mayor experiencia del cirujano, ya que esta técnica es más exacta, y no tiene el cemento que corrige o rellena la insuficiencia de coaptación (FORTUNE et al., 2005). Entre los implantes no cementados se encuentran prótesis con vástagos de anclaje por press-fit que han obtenido resultados en general satisfactorios, mostrando supervivencias del implante superiores al 90-95% a 10 años (SECOT, 2001); prótesis con superficie porosa que están diseñados para interaccionar con el hueso dentro del canal y permitir que el hueso crezca dentro de esa superficie (Figura 4).Eventualmente, este crecimiento óseo interno puede proporcionar una fijación adicional para mantener el implante en la posición deseada (ZIMMER, 2010); y por último, prótesis con recubrimiento de hidroxiapatita que mejoran la fijación ósea en los componentes no

cementados estimulando la formación ósea en las proximidades de la prótesis y que parecen minimizar la migración de micropartículas a lo largo del vástago femoral (D‘ANTONIO et al., 1992; SECOT, 2001).

Figura 4. Prótesis total de cadera no cementada porosa (KHANUJA, 2006).

Por supuesto, se debe tener en cuenta que, a diferencia de los reemplazos totales de cadera llevados a cabo con técnicas de cementación modernas, muchos de los implantes femorales no cementados se han visto asociados a una mayor incidencia de aflojamiento y hundimiento, a la aparición de dolor en el muslo, a fracturas resultantes del alto impacto aplicado durante la colocación del vástago femoral, atrofia del fémur proximal por desuso, y a la generación de partículas procedentes de la superficie recubierta y que puede generar el proceso de osteólisis (BOURNE et al., 1994; SECOT, 2001; SURIN, 2009). Por otra parte, componentes acetabulares no cementados con tornillos fueron desarrollados para aumentar el área de contacto superficial de la prótesis para su fijación al hueso. Los tornillos parecían mejorar la estabilidad de la prótesis, evitando micro-movimientos que predispondrían un aflojamiento aséptico. Sin embargo, ocurrieron desgastes del polietileno en las prótesis fijadas con tornillos (MANN et al., 2002).

Para atenuar los efectos secundarios mencionados, se ha indicado la realización de artroplastia de cadera primaria no cementada en pacientes con edad inferior a 55 años, especialmente en aquellos con menos de 30 años, en vista de la probabilidad de una cirugía de revisión entre los 15 y 20 años de vida útil de la prótesis, debido a una alta tasa de desgaste asociada a una intensa actividad física de los pacientes (DORR et al., 1994 citado por THOMAS et al., 1996).2.2.3. Artroplastia de cadera híbridaLa artroplastia de cadera híbrida (Figura 5) es una combinación de los dos métodos de fijación anteriores. Generalmente, el componente acetabular se inserta sin cemento y el vástago se fija con cemento óseo (por ejemplo, en una prótesis de cadera con cotilo roscado, press-fit o autoexpandible junto con vástago cementado).La prótesis híbrida fue desarrollada para aumentar su vida útil y la durabilidad de la fijación, así como para dar una solución potencial a la alta incidencia de aflojamiento acetabular encontrados en estudios prospectivos y a la alta incidencia de dolor en la cadera causado por componentes femorales no cementados (CALLAGHAN, 1992; SÁNCHEZ & ALONSO, 2011).Según FORTUNE et al. (2005), estudios a largo plazo del Dr. John Charnley demostraron que el componente femoral se aflojaba muy poco en 19 años. Esto, unido al excelente resultado obtenido a través de la experiencia del cotilo no cementado, llevó a múltiples centros de cadera a realizar artroplastias de cadera híbridas. Su concepción teórica hizo pensar que los resultados a largo plazo serían mejores que los obtenidos con los otros tipos de prótesis totales.

Figura 5. Prótesis total de cadera híbrida: copa acetabular atornillada y componente femoral cementado (UTAH, 2011).La indicación de prótesis híbridas constituye una alternativa válida para personas portadoras de patología de cadera que afecta preferentemente la cabeza femoral (necrosis, fracturas mediales del cuello femoral), artrosis, deformidad femoral severa o mala calidad del hueso cortical y que requieran un reemplazo total entre los 40 y 65 años de edad (KIM, 2002; FRANCONE et al., 1993).

2.3. Principales complicaciones de la artroplastia de caderaEntre las causas probables de complicaciones de la artroplastia de cadera se incluyen(Figura 6): infección, luxación de la prótesis, aflojamiento o rotura de los componentes de la prótesis, pérdida de masa ósea, fractura ósea en las proximidades del implante (PARKER & GURUSAMY, 2008), fragmentación del cemento óseo y/o desgaste del componente de polietileno de la prótesis (FITZPATRICK et al., 1998), además, la posibilidad de ocurrencia de liberación de iones metálicos en la sangre (ÁLVAREZ et al., 2004; PÁEZ et al., 2006). Algunas de esas complicaciones, como fragmentación del cemento óseo, desgaste del componente polietileno de la prótesis o corrosión de los componentes metálicos son consecuencia directa del material empleado, mientras que las demás fallas pueden ser consideradas como causas indirectas o pueden ser atribuidas a otros factores (ALMEIDA, 2005). Estas complicaciones pueden llevar directa o indirectamente al óbito del paciente, o afectar de forma considerable su calidad de vida futura (RODRIGUES, 2006).

Figura 6. Algunas complicaciones de la artroplastia de cadera: a. aflojamiento, b. enfermedad por partículas, c. infección, d. desplazamiento del componente femoral, e. fractura periprotésica

(WATT et al., 2006).

PEREDA & VALDÉS (2006), hicieron un estudio retrospectivo en un grupo de 158 pacientes en los cuales se realizó reemplazo total de cadera con prótesis búlgaras del tipo Etropal no cementada en un periodo evolutivo promedio de 10 años, con el objetivo de evaluar las principales causas de fracaso de las endoprótesis. En el estudio, verificaron que 38% de los pacientes requirió cirugía de revisión y encontraron como causas más frecuentes del fallo de la artroplastia de cadera el aflojamiento de componentes, la fractura del vástago femoral, el desgaste del componente acetabular y la sepsis profunda. De acuerdo a los autores, este fallo podría estar relacionado con reacciones electrolíticas a punto de partida de la composición del material protésico, pues en todos los casos de revisión identificaron alteraciones del tipo “metalosis” o “reacción galvánica” en los tejidos

circundantes a la prótesis. La metalosis se define como la fibrosis aséptica, necrosis local o aflojamiento de un dispositivo secundario por corrosión metálica y la consecuente liberación de partículas metálicas provenientes del desgaste (BLACK et al., 1990).Por su parte, PONTILLO (2009) estudió el caso de una paciente de 36 años de edad con ATC primaria no cementada de cadera izquierda tipo Harris Galante Multilock.Se determinó mediante biopsia la existencia de fibrosis hialina severa con inflamación sobreagregada y reacción gigantocelular a cuerpo extraño ocasionado por el contacto y fricción entre los componentes metálicos, lo cual aceleró el proceso de metalosis y desgaste circunscrito de la copa acetabular.CAVALCANTI et al. (2002) realizaron un trabajo de evaluación de la resistencia a la corrosión de una PTC tipo Charnley, fabricado con acero inoxidable austenítico, removida de un paciente luego de 4 años de postoperatorio. En dicho trabajo los análisis efectuados consistieron en la evaluación de la terminación superficial, análisis químico, micrografía, tamaño de grano, tenor de inclusión, dureza, susceptibilidad a la corrosión intergranular y resistencia a la corrosión por picaduras (pitting corrosion). Los autores verificaron que la composición química de la prótesis no atendía a las especificaciones exigidas por la norma ISO 5832-1, en lo que se refiere al tenor de molibdeno y, además, observaron por medio de ensayos potenciodinámicos anódicos que la prótesis presentaba baja resistencia in vitro a la corrosión por picaduras.En general, todos los materiales metálicos son tornan más reactivos cuando se insertan en el cuerpo humano, lo que los hacen aptos o no a la aplicación como implantes es la mayor o menor capacidad de liberación de los iones metálicos, es decir, de desgaste de los mismos, insertados en medio biológico. Aún en metales como el titanio y sus aleaciones, considerados unos de los mejores materiales para aplicación en implantes, se detectaron casos de metalosis (MAY et al., 2002; CARSI et al., 1996).En resumen, los factores limitantes de la función y longevidad de las PTC, en orden de importancia, son: la técnica quirúrgica, el método de fijación, osteólisis, falla por fatiga de los implantes y la remodelación ósea a largo plazo (HEISEL et al., 2003).

2.4. Prótesis totales de caderaLa prótesis de cadera es el sustituto artificial de la articulación de la cadera. Esta sustitución suele realizarse cuando la cadera natural del individuo sufre daños que lo imposibilita seguir teniendo una vida normal, brindándolo un alivio al dolor intenso que limita sus actividades a pesar de la medicación. La cirugía consiste en extirpar las partes lesionadas y colocar en su reemplazo, los componentes que forman la prótesis.2.4.1. Componentes de una prótesis total de caderaLa articulación artificial de la cadera se compone de (Figura 7) (MESCHIAN & URBANO, 2007; MEDLINE, 2010):

Figura 7. Articulación artificial de la cadera (ZIMMER, 2010).

1. Copa acetabular: utilizada para reemplazar el acetábulo natural de la cadera.Fabricado generalmente de metal (titanio, acero, tantalio, entre otros), para ofrecer una buena resistencia a la transmisión de las cargas del cuerpo.2. Inserto (liner): que encaja dentro de la copa acetabular. Por lo regular, de polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE), aunque puede ser de otros materiales como cerámica o metal. Permite a la cadera moverse fácilmente.3. Cabeza femoral: esfera de metal o cerámica que reemplazará la cabeza redonda del fémur. En ciertas prótesis, el vástago y la cabeza son una misma pieza. Debe ser de un material que permita crear una superficie muy lisa y resistente al desgaste. Cuanto más lisa sea la superficie de la cabeza, menor será la fricción que ofrece al movimiento, por lo tanto, menor será el desgaste a lo largo del tiempo. Los materiales más utilizados son la cerámica y el acero inoxidable.4. Vástago: cuerpo metálico que va dentro del fémur para agregar estabilidad a la articulación, frecuentemente fabricado en titanio puro, acero inoxidable, tantalio y aleaciones basadas en Co-Cr o titanio. Debe ser un material resistente, capaz de sostener las cargas generadas durante los movimientos y actividades físicas.2.4.2. Materiales utilizados en la prótesis total de caderaEl empleo de un determinado material en la fabricación de un dispositivo de articulación de cadera exige que el mismo posea ciertas características particulares y únicas, según normas estándares internacionales. Las principales características exigidas a cualquier dispositivo destinado a implantarse en el cuerpo humano son: la biocompatibilidad, definida como la

capacidad de un material de generar una respuesta biológica apropiada al ser insertado en el medio fisiológico, y laosteoconductividad, que consiste en una conexión estructural y funcional directa ente el hueso vivo y la superficie de un implante sometido a cargas funcionales.Los implantes ortopédicos son dispositivos que sustituyen parcial o totalmente las funciones del cuerpo humano. Como no existen materiales totalmente inertes, estos implantes deber ser fabricados de materiales bioestables, además de presentar óptimas propiedades mecánicas (resistencia), y químicas (corrosión). Debido a que el medio biológico presenta alto índice de corrosión, es considerado un medio extremadamente hostil.Según RODRIGUEZ (2006), los materiales utilizados en la fabricación de prótesis total de cadera son seleccionados a partir de sus propiedades tribológicas (desgaste, fricción y lubricación), metalúrgicas (microestructura, tenor de inclusiones y tamaño del grano), mecánicas, composición química y de su biocompatibilidad. Además, las prótesis de cadera están sujetas al desgaste debido a que la superficie de contacto de la articulación está en constante movimiento relativo entre ellas. Una de las consecuencias del desgaste de la superficie de estas prótesis es la generación de partículas de desecho. La liberación de estas partículas en los tejidos circundantes de la articulación puede causar inflamación y dolor, pudiendo llevar a la pérdida del dispositivo protésico, por lo que debe ser considerado en la selección de materiales para implantes ortopédicos. Otros aspectos son: que sean ligeros, de bajo costo, sus propiedades estables a través del tiempo (HADUCH & HERNÁNDEZRODRÍGUEZ, 2007), resistentes a la corrosión y a la fatiga, y fácil de fabricar(WALTER, 2005).La utilización del material adecuado es de extrema importancia, ya que el mismo puede afectar directa e indirectamente aspectos éticos, legales, sociales y técnicos en la práctica médica, principalmente en el campo de la rehabilitación.Algunos metales puros como el cobalto, el cobre, el níquel y el vanadio son tóxicos a las células, mientras que dentro de ciertos límites, el hierro, el aluminio o el molibdeno no ocasionan grandes problemas al organismo. Esto se debe a que los metales tienen solubilidad a los productos de oxidación y diferentes límites de toxicidad a la forma iónica de estos elementos (FERIA, 2005; GIL et al., 1999). Sin embargo, en aleaciones, la cantidad de iones que se libera en el medio fisiológico es insignificante, por tanto, en muchos casos no supone riesgo.2.4.2.1. Materiales metálicosLos materiales metálicos más utilizados como biomateriales son: el acero inoxidable, aleaciones de cobalto-cromo, y el titanio y sus aleaciones, debido a sus excelentes propiedades mecánicas, especialmente por su elevado límite elástico, por su ductilidad y maleabilidad, y por su elevada resistencia a la fatiga y a la corrosión (SECOT, 2002). Estos metales se utilizan como sustitutos para el reemplazo de tejidos duros en articulaciones de cadera y rodilla, en placas y tornillos que auxilian la cicatrización de fracturas óseas, en dispositivos de fijación de la columna vertebral y en implantes dentales. Otros metales vienen siendo usados en una variedad de aplicaciones especializadas.El tantalio, debido a sus bajas propiedades mecánicas y alta densidad (16,6 g/cm3), se limita a unas pocas aplicaciones, tales como alambres de sutura para cirujanos plásticos y neurocirujanos, y radioisótopos para tumores de vejiga (PARK & KON KIM, 2000), pero su estudio no fue interrumpido por su excelente biocompatibilidad y actualmente está

empezando a utilizarse en la fabricación de implantes de cadera como una alternativa a los materiales tradicionales, con resultados alentadores (LEVINE et al., 2006; RAMAPPA et al., 2010).Nuevas aleaciones con recubrimiento cerámico están siendo desarrolladas en los últimos años con la intención de reducir la tasa de desgaste del polietileno articulado con cabeza femoral metálica. Una de las más recientes es el Oxinium o circonio oxidado (Figura 12), una aleación metálica que combina circonio (un elemento metálico biocompatible de la misma familia que el titanio), zirconia (un compuesto cerámico, resistente al desgaste pero frágil) y Zr-2,5Nb (una aleación metálica de circonio, con niobio y oxígeno para una mayor resistencia); es utilizada en la fabricación de componentes de prótesis de rodilla y cadera, presenta excelente resistencia a la fractura, similar a la aleación de Co-Cr, y posee una superficie cerámica que ofrece una excepcional resistencia al desgaste (SMITH&NEPHEW, 2011b).Los dispositivos a ser utilizados en artroplastias totales de cadera deben reunir las especificaciones descritas en la ASTM F2068 (Standard Specification for Femoral Prostheses—Metallic Implants) y ASTM F2091 (Standard Specification for Acetabular Prostheses) o las indicadas en el estándar ISO 7206, partes 1, 2, 4, 6, 8 y 10. La composición química de los materiales metálicos utilizados en la producción de implantes quirúrgicos según las normas más utilizadas se puede ver en la Tabla 1.a. Acero InoxidableEl acero inoxidable es una aleación de hierro, cromo y níquel, además de otros elementos en menor proporción: molibdeno, manganeso, silicio, cobre, nitrógeno, carbono, fósforo y azufre (ASTM, 2003). Es un tipo de acero resistente a la corrosión; el cromo, aunque es un elemento reactivo, posee gran afinidad por el oxígeno y reacciona con él formando una capa pasivadora que evita la corrosión del hierro contenido en la aleación. Sin embargo, esta capa puede ser afectada por algunos ácidos dando lugar a un ataque y oxidación del hierro por mecanismos intergranulares o picaduras generalizadas (STEPHEN et al., 2003).La elevada resistencia, tanto mecánica como a la degradación por el medio fisiológico, hacen que el acero inoxidable austenítico, clasificado bajo las normas ASTM F138, ISO 5832-1 o AISI 316L (para aplicaciones médicas), sea el material más ampliamente utilizado en la actualidad en fabricación de implantes, eso aliado a su bajo costo y a la capacidad de producción a gran escala (SECOT, 2002). Pertenece a la familia de aleaciones cromo-níquel-molibdeno. Deben contener un máximo de 0,03% de carbono para evitar la precipitación de los carburos de cromo y mejorar la resistencia a la corrosión (ECHAVARRIA, 2003). La composición química del acero inoxidable según las normas más utilizadas en la fabricación de implantes quirúrgicos puede verse en la Tabla 2.

Tabla 1. Composición de materiales metálicos utilizados en la producción de implantes quirúrgicos según normas más utilizadas.

Fuente: Adaptado de GIL et al. (1999), HALLAB et al. (2004), FERIA (2005), RODRIGUES (2006) yCHRISTENSEN et al. (2007).

La inclusión del molibdeno y níquel junto con el bajo contenido de carbono mejoran la resistencia a la corrosión del acero inoxidable (LÓPEZ, 1993). No obstante, los implantes de acero inoxidable siguen siendo susceptibles a la corrosión. En dispositivos compuestos como placas y tornillos, ajustes incorrectos o diferencias en la composición química pueden producir grietas, picaduras o corrosión galvánica por reacciones electrolíticas, razón por la cual, son más adecuados para implantes ortopédicos temporales, prótesis que serán

colocados en el cuerpo durante un tiempo limitado y posteriormente removidos (BARATZ et al., 1999; SECOT, 2002).

Tabla 2. Composición química del acero inoxidable según normas utilizadas para la fabricación de implantes quirúrgicos, peso en %.

OLIVEIRA et al. (2004), realizaron un estudio de control de calidad de prótesis nuevas y usadas, y observaron alteraciones de la composición química y estructural de implantes fabricados en Brasil con acero inoxidable. Los componentes femorales, según estudio metalográfico, presentaban tamaños de granos variados, con valores fuera de los exigidos en las normas ASTM F138 y NBR4 ISO 5832-1. Con el análisis químico realizado a los componentes femorales sin uso, verificaron variaciones en el tenor de molibdeno y de cromo, con respecto a las especificaciones exigidas por la norma técnica NBR ISO 5832-1. Estas variaciones pueden reducir la resistencia a la fatiga y a la corrosión de los implantes.b. Titanio y sus aleacionesEl titanio es un material metálico que tiene la capacidad de formar una capa pasivadora de óxido (TiO2) que lo torna altamente resistente a la corrosión. Presenta una alta resistencia mecánica y buena biocompatibilidad, no generando respuestas inmunitarias (SECOT, 2002; RODRIGUES, 2006). Además, su ligereza (4,5 g/cm3) y sus buenas propiedades mecano-químicas son características fundamentales para las aplicaciones en implantes ortopédicos (PARK & KON KIM, 2000).

Las propiedades mecánicas varían según su composición y proceso de fabricación. El titanio comercialmente puro es más débil que sus aleaciones, se emplea principalmente en implantes dentales; en cambio, sus aleaciones suelen utilizarse para prótesis articulares por presentar mejores propiedades mecánicas, entre ellas, mayor resistencia a la corrosión comparado con el acero inoxidable y con las aleaciones Co-Cr-Mo, y un módulo de elasticidad (≈114 GPa5) más próximo al del hueso humano (GIL et al., 1999; SECOT, 2002, HALLAB et al., 2004). Sin embargo, tiene una baja resistencia al desgaste (incluso al rozar con tejidos blandos) y un alto costo (GIL et al., 1999; HADUCH & HERNÁNDEZ-RODRÍGUEZ, 2007).En la Tabla 3 puede verse la composición química del titanio puro, así como la de sus aleaciones más utilizadas en la fabricación de implantes ortopédicos según estándares de la ASTM.La necesidad de disminuir el módulo de elasticidad del titanio (cercano a 105 GPa a diferencia del hueso cortical que posee un módulo de elasticidad entre 10 y 30 GPa), esencial para permitir la reparación y remodelación ósea, así como la probable toxicidad del vanadio y aluminio han permitido desarrollar otras aleaciones como el Ti-6Al-7Nb, Ti-12Mo-6Zr-2Fe, Ti-13Nb-13Zr, Ti-(14-16)Mo-(2,2-3,2)Nb-(0- 0,05)Al-(0,15-0,25)Si-(0-0,3)Fe o Ti-15Mo, todos estos con un módulo de elasticidad menor que la aleación Ti-6Al-4V (ROSELINO, 2008), la más utilizada en el campo de la aeronáutica, industrias de alta mar y biomedicina. En un estudio de comparación de concentraciones de metal en tejidos de tibia de ratas con diversos implantes metálicos (acero inoxidable 316L, aleaciones de Co-Cr- Mo, Ti-6Al-4V y Ti-15Zr-4Nb-4Ta), OKASAKI et al. (2004) encontraron que la concentración de titanio fue menor en aleaciones sin vanadio con respecto a las aleaciones de Ti-6Al-4V. Las concentraciones de Zr, Nb y Ta también fueron bajas, volviéndose ventajosa la aleación Ti-15Zr-4Nb-4Ta para implantes de larga duración.

Tabla 3. Composición química del titanio puro y las aleaciones de titanio utilizadas en la producción de implantes quirúrgicos, peso en %.

Nuevas aleaciones de titanio, para componentes ortopédicos, que utiliza molibdeno en una concentración mayor al 10% se están desarrollando de forma a reducir el módulo de elasticidad en un 20% con respecto a las aleaciones de Ti-6Al-4V. Otras aleaciones de Ti (Ti-5Al-2,5Fe y Ti-6Al-17Nb), están siendo investigados para mejorar la biocompatibilidad y las propiedades mecánicas del Ti6Al4V, sustituyendo el vanadio, un metal relativamente tóxico, con otros menos tóxicos (HALLAB et al., 2004).La utilización de aleaciones de titanio en vástagos para fijación no cementada consigue mejor la oseointegración, así como los cotilos con bandeja metálica parecen presentar mayor superficie osteointegrada, mejor fijación secundaria y menor tasa de aflojamiento, por tanto, mejor supervivencia que los cotilos fabricados con aleaciones de Co-Cr (SECOT, 2002).c. Aleaciones de cobalto-cromoLas aleaciones de Co-Cr junto a las de Ti son los metales más frecuentemente utilizados en dispositivos para artroplastia total de cadera (LONG, 2008), aunque en nuestro país las prótesis totales de cadera fabricadas en acero inoxidable son las más implantadas.Comúnmente destinados a implantes quirúrgicos debido a su condición de no magnético, su alta tenacidad, resistencia a la corrosión superior y su biocompatibilidad (JOHNSON & HEANEY, 2005). Las ligas de mayor uso son las fundidas o conformadas de Co-Cr-Mo, especificadas en los estándares ISO 5832-4 e ISO 5832-12, seguidas por las aleaciones de Co-Cr-W-Ni (ISO 5832-5) y Co-Ni-Cr- Mo (ISO 5832-6) (RODRIGUES, 2006) cuyos componentes se pueden ver en la Tabla 4.Estas aleaciones se componen en mayor proporción de cobalto y cromo, utilizándose molibdeno, níquel y wolframio en algunas aleaciones, y otros elementos en menor cantidad (Tabla 4). Según RODRIGUES (2006), los carburos metálicos y la presencia de cromo en

la estructura de las aleaciones contribuyen de forma importante a su alta resistencia al desgaste y a la corrosión por picaduras, respectivamente. Sin embargo, estas aleaciones tienen susceptibilidad moderada a la corrosión en grietas. El cobalto contribuye principalmente a la alta resistencia mecánica de estas aleaciones (en comparación con otros materiales, como el acero inoxidable), especialmente aquellas forjadas en caliente. Asimismo, la cantidad de níquel en aleaciones Co-Cr-W-Ni (9-11%) y Co-Ni-Cr-Mo (33-37%) aumenta su resistencia a la corrosión, pero también implica un alto coeficiente de fricción y liberación de partículas e iones potencialmente cito-tóxicos, no siendo su uso adecuado en componentes protésicos de larga duración (SURIN, 2005; HALLAB etal., 2004).

Tabla 4. Composición química de las aleaciones de cobalto-cromo más utilizadas para producción de implantes ortopédicos según estándares internacionales, peso en %.

La velocidad de liberación del níquel difiere sustancialmente del acero inoxidable 316L, causando reacciones de sensibilidad en algunos pacientes, por lo que se desaconseja para personas susceptibles a alergia al níquel. Así también, debe evitarse las soldaduras en esta aleación ya que las uniones son lugares propicios para la aparición de corrosión (GIL et al., 1999). El módulo de elasticidad de las aleaciones a base de cobalto (220-234 GPa), superior a otros materiales, incluso al de los aceros inoxidables (200-210 GPa), afecta al proceso de transferencia de carga entre el implante y el hueso.2.4.2.2. Materiales cerámicosLa razón principal de la introducción de materiales cerámicos, especialmente la alúmina y la zirconia, como superficie de contacto en los implantes es la excelente resistencia al desgate (volumétrico y lineal) y al daño en la superficie como el arañazo, comparados con superficies de contacto cerámica-polietileno, metalpolietileno e incluso metal-metal (Figura 8) (SANDHU & MIDDLETON, 2005). La tasa muy baja de desgaste combinado con una constante disminución de la tasa de fractura (estimado en 1/2000 en 10 años) han aumentado la popularidad de los componentes cerámicos (HALLAB et al., 2004; RODRIGUES, 2006; SURIN, 2011). Estos componentes pueden ser fabricados con excelente acabado de superficie, poseen porosidad cero, son bioinertes y presentan resistencia a la oxidación, alta rigidez y bajo coeficiente de fricción (SANDHU & MIDDLETON, 2005; RODRIGUES, 2006; LEE & KIM, 2010). Por estas propiedades y debido al aumento en la producción de partículas de desgaste a mayor actividad física, los componentes acetabulares de cerámica de las prótesis totales de cadera son especialmente adecuadas para pacientes con buena calidad ósea y físicamente activos (RAVASI & SANSONE, 2002; SANDHU & MIDDLETON, 2005; SURIN, 2011).

Figura 8. Volumen de partículas de desgaste producido en simuladores por diferentes combinaciones de materiales utilizados en prótesis total de cadera (GREENWALD & GARINO, 2001).

Los materiales cerámicos podrían ser biomateriales ideales, ya que poseen una buena biocompatibilidad y oseointegración y, a su vez, son los más parecidos a la composición mineral del hueso, aunque su campo de aplicación se restringe en gran medida por su fragilidad (no se deforman bajo estrés como los plásticos y metales), aplicándose sólo en funciones donde no se requieren elevadas prestaciones mecánicas, a excepción de la alúmina y la zirconia, que son los materiales cerámicos más utilizados en prótesis de cadera, como componente acetabular y cabeza femoral (HALLAB et al., 2004; RODRIGUES, 2006; SURIN, 2011).Algunas cerámicas atraen el líquido en su superficie lo que permite un mejor humedecimiento, asegurando que la capa de líquido sinovial se distribuya de forma uniforme sobre toda la superficie de carga. Sin embargo, esto produce una capa de fluido ligeramente más delgada que la capa de las articulaciones metal-metal, compensándose con el reducido tamaño de las asperezas de su superficie. Además, la cerámica tiene mayor dureza que el metal y puede pulirse con menor rugosidad de superficie. Esta combinación de materiales es lo más cercano a conseguir una auténtica lubricación por capa de fluido. No obstante y debido a la dureza de las cerámicas, las características de desgaste son sensibles a variables de diseño, fabricación e implantación. Se han observado casos con desgaste acelerado, generalmente asociado con una colocación subóptima de los implantes (LEE & KIM,2010; CALLAGHAN & LIU, 2009; TRAUMAZAMORA, 2011).La alúmina de tercera generación está compuesta de cristales muy pequeños de óxido de aluminio (Al2O3 en una proporción ≥99,5% en masa y ≤0,5% de otros óxidos, de acuerdo a

la norma ASTM F6036), presenta buenos resultados clínicos en estudios prospectivos y puede ser combinada con otros materiales en prótesis total de cadera (SANTAVIRTA et al., 2003). Según estudios realizados (SEDEL et al., 1994; NIZARD et al., 2008; SURIN, 2011), los componentes de prótesis de cadera alúmina-alúmina (cabeza femoral y copa acetabular) pueden ser una excelente opción para el reemplazo de cadera en pacientes jóvenes debido a la baja tasa de desgaste y baja incidencia de osteólisis, obteniendo un potencial de vida útil extremadamente larga. Los pares que incluyan cerámica (cerámica-polietileno o cerámica-cerámica) son apropiados en mujeres en edad fértil y en pacientes con alteraciones renales puesto que no liberan iones metálicos. Sin embargo, se debe tener en cuenta que los pares cerámica-cerámica son menos utilizados al no poseer un módulo de elasticidad similar al hueso, favoreciendo la presencia de aflojamientos protésicos (SÁNCHEZ & ALONSO, 2011). Aunque las cerámicas de alúmina presenten alta supervivencia y bajo desgaste en la superficie de contacto, tienen como desventaja la posibilidad de fractura de la cabeza femoral (con una tasa de 0,004%), lo que puede implicar una difícil cirugía de revisión resultante (HEISEL etal., 2003; WILLMANN, 2000).La zirconia, a su vez, es un material compuesto por cristales puros de óxido de circonio (Zr2O3). Fue introducido en 1985 como material alternativo a la alúmina en la fabricación de cabezas femorales ya que puede soportar mayor carga que las de alúmina o metal, aunque la integridad mecánica de los componentes cerámicos es muy dependiente de los controles de calidad en la fabricación (HALLAB et al., 2004; CLARKE et al., 2007; SURIN, 2011). Para evitar alteraciones de la estructura microcristalina, la zirconia debe ser estabilizada con óxido de itrio para su uso en PTC, porque existen dudas acerca de su estabilidad, pues se han detectado casos de desgastes catastróficos en periodos cortos de tiempo (SÁNCHEZ & ALONSO, 2011). Además, en medio acuoso se ha comprobado que se puede producir el desgaste de la superficie de la zirconia, observándose un decremento en las propiedades mecánicas de la misma y un aumento del desgaste de la otra superficie de contacto (polietileno o zirconia) (SÁNCHEZ & ALONSO, 2011).En resumen, CLARKE et al. (2003), en un diagnóstico del estado actual de la zirconia utilizada en los implantes de cadera, encontraron resultados contradictorios en las investigaciones: algunos estudios presentaron desgastes catastróficos mientras que otros demostraron excelente resistencia al desgaste.Otros pares de cerámica están siendo investigados y probados para utilizarlos en PTC, con resultados alentadores. Entre estos se encuentra la alúmina-zirconia templada (Biolox™ delta) compuesta aproximadamente de 82% de alúmina, 17% de zirconia, 0,5% de óxido de cromo y 0,5% de cristales de estroncio (HAMILTON etal., 2010). Este nuevo material demostró poseer mayor fuerza y resistencia al desgaste en simuladores de prueba y en condiciones severas de microseparación(ZIMMER, 2009; CLARKE et al., 2006). En un estudio prospectivo, multicéntrico con seguimiento mínimo de 21 meses, HAMILTON et al. (2010) no observaron fallas radiográficas, fractura de la cabeza de cerámica, osteólisis ni migración de la copa acetabular; estas copas fueron clasificadas como estables; no reportaron chirridos pero encontraron fragmentación del revestimiento cerámico en dos pacientes; la tasa global de fractura postoperatoria del revestimiento fue del 1,1%.

2.4.2.3. Materiales poliméricos

Los polímeros son macromoléculas formadas por la unión de moléculas más pequeñas llamadas monómeros, los cuales son sustancias químicas de bajo peso molecular capaces de reaccionar consigo mismo o con otras sustancias (VINCENT etal., 2006). Son muy utilizados en ortopedia para cubrir la superficie de las articulaciones artificiales y como material de relleno y cementación entre la superficie del implante y el hueso (HALLAB et al., 2004).El cemento óseo, desde su utilización en 1960 por John Charnley para fijar la cabeza femoral de una prótesis dentro del extremo superior del fémur (CHARNLEY, 1960), ha sido empleado durante muchos años para la fijación de los componentes protésicos metálicos al hueso, teniendo su aplicación menos frecuente en la estabilización o fijación de las fracturas patológicas con tumores óseos y actualmente en técnicas de refuerzo vertebral, vertebroplastia y cifoplastia (MARTINEZ et al.,2005; MCGRAW et al., 2002).Otro polímero muy empleado en ortopedia es el polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE), con un peso molecular promedio entre 2 y 6 millones g/mol7 (KURTZ, 2004); es un excelente biomaterial que presenta estabilidad química, notable resistencia al desgaste, elevada deformación antes de la rotura, alto límite elástico, tenacidad, resistencia a la fatiga, tensión a rotura, bajo coeficiente de fricción, bajo costo de procesamiento (Figura 9); además, no existen informes confirmados sobre alergia a los componentes de polietileno. Por estas propiedades es muy utilizado en reemplazos de articulaciones de caderas y rodillas. Sin embargo, luego de largos años en servicio, las pequeñas partículas que se generan por fricción con la contraparte metálica producen aflojamiento aséptico y osteólisis, constituyéndose en factores decisivos en el fracaso a mediano plazo de la prótesis (SANZ et al., 2009; GROSSO, 2006; HALLAB et al., 2004; SÁNCHEZ & ALONSO, 2011).

Figura 9. Prótesis acetabular fabricado en polietileno (ISO-5834-2 y ASTM-F 648) con componente de acero inoxidable (ISO-5832-1, ASTM-F 138) (ORTOSINTESE, 2010).

Entre los polietilenos de ultra alto peso molecular que han sido desarrollados se encuentra el UHMWPE altamente entrecruzado (cross-linked). El entrecruzamiento es la formación de enlaces químicos entre los átomos reactivos en la cadena molecular del polímero (HARPER, 2004). Diferentes métodos de entrecruzamiento se han utilizado para crear los polímeros entrecruzados (LEWIS, 2001). Este material es utilizado en ATC como superficie de contacto de la articulación ya que provee baja fricción durante el contacto por movimiento de la articulación (un rozamiento menos frecuente del cuello femoral con el polietileno), permite el uso de cabezas femorales de mayor diámetro (mayor rango de movimiento), logra reducida incidencia de luxación y una mayor estabilidad intrínseca del implante (HALLAB etal., 2004; SANTAVIRTA et al., 2003). Produce, en laboratorio, significativamente menos partículas de desgaste que el polietileno convencional, lo cual podría ser importante para reducir el riesgo de osteólisis alrededor de la prótesis total de cadera en pacientes jóvenes, aunque algunos cirujanos creen que las partículas más pequeñas de desgaste de polietileno altamente entrelazado son más peligrosas debido a que provocan reacción más fuerte de los tejidos y osteólisis (SURIN, 2011c).Las tasas de desgaste más bajas relacionadas con revestimientos de polietileno altamente entrecruzado pueden mejorar la longevidad de las prótesis totales de cadera primarias al reducir la prevalencia de osteólisis tardía y la consiguiente pérdida ósea y aflojamiento del implante. Esto podría ayudar a disminuir la necesidad de revisar las artroplastias de cadera (JACOBS et al., 2007).Entre los estándares que regulan el uso del cemento óseo basado en PMMA, utilizados principalmente para la fijación interna de las prótesis ortopédicas, se encuentran el ASTM F451 (especificación para cemento óseo acrílico) e ISO 5833 (cementos de resina acrílica). Los estándares que tienen por objeto asegurar la utilización del tipo de polietileno correcto en prótesis articulares son: ASTM F648 (especificación para polvo y formas fabricadas de polietileno de ultra alto peso molecular para uso en implantes quirúrgicos), ISO 5834-2 (Implantes para cirugía - polietileno de ultra alto peso molecular - Parte 2: formas moldeadas) y ASTM F2565 (guía para formas fabricadas de polietileno de ultra alto peso molecular altamente entrelazado-irradiado para aplicaciones en implantes quirúrgicos).2.4.3. Pares de fricción de las prótesis totales de caderaPares de fricción como los de cerámica-cerámica, cerámica-polietileno, cerámicametal y metal-metal vienen siendo desarrollados o se han reintroducido para ofrecer grandes reducciones de penetración de la cabeza femoral en la copa acetabular (DOWSON, 2001), así como para mejorar la superficie de contacto y reducir el número de partículas de desgaste, prescindir del polietileno (por su considerable tasa de desgaste) y emplear materiales alternativos (KIM, 2007). El objetivo de todas las combinaciones es reducir el desgaste a un nivel clínicamente irrelevante, es decir, que no derive en osteólisis o a algún motivo que conduzca a la cirugía de revisión.Como se pueden ver en la Figura 8, diferentes combinaciones de superficie de apoyo producen diferentes cantidades de partículas de desgaste (medido en mm3/año). La mayor cantidad de partículas de desgaste se produce en PTC con copa acetabular hecha de UHMWPE convencional combinada con cabeza metálica. En contrapartida, la menor producción de partículas de desgaste se produce en prótesis que combina cabeza y copa acetabular de cerámica (GREENWALD & GARINO, 2001).

Para lograr el éxito a largo plazo de la ATC, en la elección de la superficie de contacto a ser utilizada deben considerarse factores como: la edad del paciente y el nivel de actividad, el costo del implante, y las preferencias del cirujano y del paciente. 2.4.3.1. Metal-polietilenoLas prótesis con componente acetabular de polietileno de ultra alto peso molecular y componente femoral metálico (Figura 7) son los más utilizados en artroplastia total de cadera (RODRIGUES et al., 2006; SÁNCHEZ & ALONSO, 2011), a pesar de tener una mayor tasa de desgaste comparado con otras combinaciones de materiales (Tabla 5). El UHMWPE (Figura 9) ha sido el material de elección para los componentes acetabulares por más de treinta años, no obstante, este material al friccionar con el componente femoral metálico libera partículas, generando la enfermedad por partículas. Con cabezas femorales mayores se tiene más movilidad, lo que implica mayor grado de fricción y más liberación de partículas. Así también, el nivel de actividad del paciente sería otro factor importante en la generación de esas partículas, de forma que pacientes jóvenes, físicamente activos, presentan rápido desgaste del componente acetabular de polietileno (DOWSON, 2001).

Tabla 5. Desgaste de diferentes combinaciones de materiales de cabezas femorales y copas acetabulares utilizadas en artroplastia total de cadera.

En realidad, diversas variables pueden afectar el desgaste in vivo de la superficie de contacto de polietileno de una prótesis: la resistencia al desgaste de los materiales así como las cargas soportadas, lubricación entre las partes móviles, distancia de deslizamiento, patrón de movimiento, detalles del diseño y fabricación del componente de polietileno, técnicas de implantación, tipo de desgaste, cantidad y tipo de uso de la articulación (SCHMALZRIED & CALLAGHAN, 1999).Los nuevos polietilenos de ultra alto peso molecular altamente entrecruzados consiguen tasas de fricción muy bajos, disminuyendo la liberación de partículas y mejorando así la incidencia de la enfermedad por partículas, causados por los polietilenos previos, incluso utilizando cabezas más grandes y polietilenos más estrechos (SÁNCHEZ & ALONSO, 2011). La conservación de las prótesis del tipo metal-polietileno depende principalmente del desgaste y de la penetración de la cabeza femoral en el componente acetabular de polietileno. Estudios radiográficos preliminares indican que utilizando el UHMWPE altamente entrecruzado se produce una disminución de la penetración de la cabeza femoral en el componente acetabular, entre 50% y 72% menos (DIGAS et al, 2003; MARTELL et al., 2003).

2.4.3.2. Metal-metalEn esta combinación, los dos principales componentes, la cabeza femoral y la copa acetabular, son fabricados utilizando metales o aleaciones de metal, generalmente cobalto-cromo (Figura 10). Algunos fabricantes introdujeron amortiguadores de polietileno en la copa acetabular de las prótesis totales de cadera modernas, quedando en tres capas: las capas exterior e interior hechas de metal, y entre estas dos capas se intercala una capa de polietileno (SURIN, 2011b). Según DOWSON (2001), la mayor rigidez, la resistencia al desgaste y el acabado de la superficie de las cabezas femorales metálicas contribuyen para mejorar el desempeño de los componentes acetabulares metálicos. En otro estudio sobre superficies de contacto de prótesis total de cadera no cementada metal-metal, KIM (2007) encontró excelentes resultados clínicos y radiográficos.

Figura 10. Cabeza femoral y copa acetabular fabricados en aleación de CoCrMo según norma ISO 5832-12 (MATHYS, 2010).

Desde el punto de vista tribológico, las principales ventajas del par metal-metal sobre el par metal-polietileno convencional son la baja tasa de desgaste (Figura 8) y el uso de cabezas más grandes y estables. Simuladores de cadera y algunos estudios realizados han demostrado que la tasa de desgaste del metal disminuye con el aumento del tamaño de la cabeza (> 40 mm), con un espacio radial bajo (120 a 200 micras) y alto contenido de carbono (ZIJLSTRA et al., 2010; SURIN, 2011b). Esto ha despertado un interés renovado hacia las articulaciones metal-metal en la artroplastia total de cadera y ha dado lugar a un resurgir de la investigación y desarrollo de pares de este tipo (TRAUMAZAMORA, 2011).

Sin embargo, debido a la alta duración del par metal-metal, existe una gran probabilidad de desarrollar una hipersensibilidad retardada; además, el portador de este tipo de prótesis presenta niveles de 1 a 5 veces mayores de iones en la sangre que pacientes sanos, manteniéndose en la sangre por años (JACOBS et al., 1996; KIM, 2007; SÁNCHEZ & ALONSO, 2011). Por otra parte, las pequeñas partículas metálicas podrían atravesar la placenta pudiendo producir alteraciones teratogénicas.Por estas razones, este tipo de prótesis está indicado para pacientes jóvenes, que no sean mujeres en edad fértil, con una función renal conservada. No se recomienda implantar en ancianos ni en pacientes con antecedentes de hipersensibilidad a metales (SÁNCHEZ & ALONSO, 2011; SANDHU & MIDDLETON, 2005).

2.4.3.3. Cerámica-cerámicaEn las articulaciones con pares de cerámica-cerámica (Figura 11), tanto la copa acetabular como la cabeza femoral son fabricadas, en su mayoría, con alúmina (PETSATODIS et al., 2010; SURIN, 2011; TRAUMAZAMORA, 2011). Estas articulaciones han demostrado tener la tasa de desgaste in vivo más reducida frente a otras combinaciones (Figura 8), lo que supone menor riesgo de aflojamiento y falla del implante.Los pares que incluyan cerámica son apropiados en pacientes jóvenes y activos, mujeres en edad fértil, así como en pacientes con alteraciones renales, puesto que no liberan iones metálicos. Sin embargo, los pares cerámica-cerámica son menos utilizados por su alto costo y por no poseer un módulo de elasticidad similar al hueso, lo cual favorece los aflojamientos protésicos; además, han sido reportados fallas por reacción granulomatosa como consecuencia de desgaste en el cuello cónico Morse del componente femoral, así como fracturas, astillado por inserción y chirridos (BONNAIG et al., 2011; SÁNCHEZ & ALONSO, 2011; SURIN, 2011; LEE & KIM, 2010; KIM, 2007; SANDHU & MIDDLETON, 2005).

Figura 11. Prótesis total de cadera no cementada en par cerámica-cerámica con superficie microporoso de titanio (BBRAUN, 2011).

A pesar de estas posibles fallas, estudios realizados en componentes de alúmina de primera generación muestran resultados clínicos a largo plazo muy positivos, sin detección de osteólisis, con tasa acumulada de supervivencia de la prótesis de 84,4% en 20 años (PETSATODIS et al, 2010) y 93,4% en 9 años (BIZOT et al., 2000); demostrando que la artroplastia total de cadera con superficies de contacto de alúmina (cerámica-cerámica) puede ser confiable y eficaz, más aún con la introducción de pares cerámicos (alúmina) de cuarta generación (SHISHIDO et al., 2006; LEE & KIM, 2010).Aunque es rara, la cirugía de revisión de un componente de cerámica por fractura conlleva un alto riesgo de fracaso (LEE & KIM, 2010). Si estos fragmentos se dejan en la herida rápidamente desgastarán y destruirán el nuevo implante. La cirugía de revisión de un componente cerámico fracturado es difícil, pues el cirujano debe quitar con cuidado, no sólo todos los fragmentos visibles de la fractura, sino también todos los tejidos blandos, junto con el resto de los componentes de la articulación para evitar nuevas revisiones (SURIN, 2011; ALLAIN et al., 2003). 2.4.3.4. Cerámica-polietilenoLas ventajas de la cerámica y del polietileno, mencionadas anteriormente, parecen haber impulsado la fabricación y el uso de prótesis con cabezas femorales de cerámica y copa acetabular de polietileno (convencional o altamente entrecruzado).Estudios realizados indicaron que las cabezas femorales de cerámica reducen por la mitad el desgaste y la tasa de penetración en el polietileno en relación al metal (CLARKE & GUSTAFSON, 2000; RODRIGUES, 2006). En simulador de articulaciones de cadera de cerámica-polietileno in vitro, la tasa de desgaste del polietileno con cabeza cerámica (alúmina) fue menor que con cabeza metálica.Además, el volumen de partículas de alúmina, clínicamente relevantes, se mostró menos tóxicas que el volumen equivalente de partículas de cobalto-cromo, también in vitro (GERMAIN et al., 2003). En otro estudio realizado con el propósito de evaluar los resultados del uso de PTC con componentes cerámico-polietileno, URBAN et al. (2001) reportaron que ninguna de las 64 caderas implantadas entre 17 y 21 años atrás, mostró signos de aflojamiento acetabular o evidencia de osteólisis.La probabilidad de supervivencia de la prótesis sin revisión fue de 95% a cinco años, 95% a diez años, 89% a quince años, y 79% a veinte años. La media lineal y la tasa de desgaste volumétrica del polietileno fue de 0,034 mm/año y 28 mm3/año, respectivamente. La tasa anual de falla fue de sólo 1%. No se observaron fracturas de la cabeza cerámica. Según LEE & KIM (2010), tampoco se reportaron chirridos en articulaciones de alúmina-polietileno.En un estudio comparativo entre superficies de contacto de prótesis total de cadera no cementada metal-metal y cerámica-polietileno, KIM (2007) consideró este último como una opción más segura.Con respecto al nuevo material Oxinium™ (Figura 12), los fabricantes y algunos estudios realizados indican que el mismo ha demostrado ser una aleación superior debido a su dureza, suavidad, y resistencia al rayado y abrasión, presenta menor desgaste que Co-Cr, más dureza que la cerámica, no muestra contenido de níquel detectable, no se astilla y combinado con polietileno altamente entrecruzado presenta menos riesgo de osteólisis comparado con cabezas femorales de Co-Cr (SMITH&NEPHEW, 2011a; PATEL et al.,

2011). Sin embargo, MCCALDEN et al. (2011) y EVANGELISTA et al. (2007), encontraron pérdida de la capa de cerámica de la cabeza femoral, grietas y delaminación de la superficie y amplio desgaste del polietileno de la copa acetabular del Oxinium tras una dislocación y reducción.

Figura 12. Prótesis total de cadera con cabeza femoral de cerámica (Oxinium) y copa acetabular de polietileno altamente entrecruzado (SMITH&NEPHEW, 2011c).

2.4.3.5. Cerámica-metalLas prótesis con pares de fricción cerámica-metal son relativamente nuevas y están siendo desarrolladas en los últimos años con resultados satisfactorios verificados a través de estudios in vitro e in vivo. En agosto de 2009, la FDA (Orthopaedics and Rehabilitation Devices Advisory Committee of the U. S. Food and Drog Administration) recomendó la aprobación del primer par de fricción cerámica-metal (Figura 13) para uso en EE.UU. (FDA, 2009; DEPUY, 2009).A pesar de que no existen aún suficientes estudios relacionados con este par de fricción para determinar las ventajas y desventajas de su uso, algunos autores como WILLIAMS et al. (2007), comparando diferentes pares de fricción en laboratorio, detectaron que la fricción y el desgaste fueron más bajos en los pares cerámica-metal comparado con metal-metal, y con resultados similares en los pares cerámicacerámica.Estudios a corto plazo, realizados en 31 pacientes a los 6 meses, revelaron niveles más bajos de iones metálicos (cobalto y cromo) en pares cerámica-metal comparados con los de metal-metal. FISHER et al. (2005), en otra prueba de laboratorio obtuvieron resultados similares; no detectaron desgaste ni daños en las cabezas femorales de cerámica. Otro estudio realizado por ISAAC et al. (2009), también mostró niveles de cromo significativamente más bajo que en la combinación metal-metal en componentes extraídos de pacientes. Los niveles de cobalto también fueron menores, pero la diferencia no fue significativa.

Figura 13. Prótesis total de cadera con cabeza femoral de cerámica Biolox®Delta, inserto de metal Pinnacle® Ultramet® y revestimientoexterior acetabular Pinnacle® (FDA, 2009).

POSTQUIRÚRGICA

8.1. Abordaje Fisioterapéutico Después de la cirugía el paciente despertará en la sala de recuperación posterior a la anestesia. Permanecerá allí hasta que se haya recuperado de los efectos de la anestesia, esé respirando bien y tenga la presión arterial y pulso estables. Es posible que sienta que no pasó el tiempo y como si sólo hubiese dejado su habitación del hospital por unos minutos. Si tiene dolor, tendrá medicación disponible. El control de dolor postquirúrgico se iniciará inmediatamente en la sala de recuperación. Después de la cirugía tendrá el paciente un tubo de drenaje saliendo del vendaje quirúrgico conectado a un sistema de drenaje (colector). Este sistema succiona suave y continuamente la sangre que se acumula en el área operada. Probablemente se le retirará el drenaje poco después de la cirugía. Se le cambiará el vendaje por otro más pequeño. Podrá mover la pierna que no fue operada tan pronto como se despierte. Acostado en decúbito supino, puede flexionar la cadera no operada para reducir el dolor en la parte inferior de la espalda. El enfermero le ayudara a encontrar una posición más cómoda. También se le informa que debe de realizar movimientos de flexión-extensión y circunducción de tobillo para favorecer la circulación y evitar la formación de coágulos por la inmovilización prolongada.

Tendrá una vía intravenosa, un catéter o sonda que se coloca dentro de una vena, por lo regular en el brazo, a través de la cual recibirá hidratación hasta que pueda beber por sí solo. También se le colocará una sonda de Foley en la vejiga para drenar la orina, que por lo general, se retira de 2 a 3 días después de la cirugía. Para prevenir problemas pulmonares, es posible que reciba un incentivómetro y se le indiquen ejercicios de respiración después de la cirugía para fomentar que tosa y respire profundamente. Se recomienda hacer los ejercicios respiratorios una vez por cada hora.

Ejercicios de Tobillo (Este ejercicio le ayudará a reducir la inflamación y a aumentar la circulación).Acuéstese totalmente plano en la cama.Flexione sus dedos hacia el pie de la cama.Flexione sus dedos hacia su rodilla.Repita 10 veces.

Ejercicios para los Cuadriceps (Este ejercicio fortalecerá los músculos de su muslo).Acuéstese boca arriba con sus piernas rectas.Contraiga los músculos del muslo empujando la parte trasera de su rodilla hacia abajo en la cama.Mantenga esta contracción durante cinco segundos y después relájese.Repita 10 veces.No aguante la respiración.

Ejercicios para los Glúteos (Este ejercicio fortalecerá los músculos de sus glúteos).Mientras está acostado boca arriba, apriete los músculos de los glúteos juntándolos durante cinco segundos y después relájese.Repita 10 veces.No aguante la respiración.

Cómo levantar las piernas (Este ejercicio fortalecerá los músculos de sus muslos).Acuéstese boca arriba.Mantenga la pierna que no se operó doblada y enderece la pierna operada todo lo que pueda contrayendo los músculos superiores del muslo. Mantenga esta contracción.Levante el tobillo de la pierna operada a unas cuantas pulgadas de la cama y regrese a la posición del comienzo en la cama.Repita 10 veces. Recuerde continuar respirando. No aguante la respiración.

Levantamiento de la parte superior del cuerpo con el trapecio (Esto ayudará a aliviar la presión de sus glúteos y le ayudará a moverse más fácilmente en la cama).Agarrando el trapecio, levante la parte superior de su cuerpo con ambos brazos mientras mantiene los glúteos en la cama.Repita 10 veces.

Cómo levantarse de una silla o la cama y caminar usando su caminador (burrito).Deslícese hasta el borde de la cama o silla.Coloque su pierna operada derecha hacia adelante.Coloque ambas manos en la cama o brazos de la silla y levántese. Después sujete el caminador.No trate de alcanzar el caminador antes de levantarse.

Mueva el caminador hacia adelante.

1 2

3Mueva la pierna operada hacia adelante hasta el centro del caminador. Apóyese en el caminador y mueva la pierna que no está operada hacia adelante dentro del caminador.Repita esta secuencia para cada paso.Cómo subir y bajar un escalón.Cómo subir un escalónAcérquese al borde del escalón con el caminador.

Coloque el caminador en el escalón, asegurándose que las cuatro patas del caminador estén planas sobre el escalón.

Apóyese en el caminador con sus brazos y suba el escalón con la pierna no operada.Suba el escalón con su pierna operada y repita mientras lo necesite.Cómo bajar un escalónAcérquese al borde del escalón con el caminador.Baje al caminador y colóquelo primero en el piso.Baje con la pierna operada al centro del caminador.Baje el escalón con la pierna no operada.