PARES DE FRICCIÓN ALTERNATIVOS PARA LA ARTROPLASTIA TOTAL DE CADERA EN PACIENTES JÓVENES

INTRODUCCIÓN

La artroplastia total de cadera se encuentra entre las intervenciones quirúrgicas más exitosas y coste-efectivas y constituye el tratamiento más eficaz de la artrosis de cadera. Diversos estudios con cohortes seleccionadas de pacientes y los registros escandinavos sobre cirugía de cadera han demostrado unas elevadas tasas de supervivencia después de más de veinte años. Como consecuencia de esta elevada tasa de éxitos las prótesis de cadera se implantan en pacientes cada vez más jóvenes y activos. Sin embargo, hay al menos dos problemas a los que un paciente joven o activo se enfrenta en relación a su cadera protésica. En primer lugar, la utilización del implante es más intensa en proporción a su mayor actividad física. En segundo lugar, la expectativa de vida del paciente es mayor y por lo tanto la cifra potencial de ciclos de carga aumenta proporcionalmente.

Ciertos factores relacionados con el paciente contribuyen al desgaste del implante independientemente del material que se utilice en éste. Una mayor actividad del paciente da lugar a una tasa de desgaste superior. En estudios de seguimiento sobre pacientes jóvenes se ha demostrado una relación entre la edad del paciente y la magnitud del desgaste, la tasa de revisión, la osteolisis y el aflojamiento aséptico. La tasa de supervivencia de las articulaciones artificiales en pacientes menores de cincuenta años es de aproximadamente un 80% transcurridos diez años o más, independientemente de la técnica de fijación y del par de fricción utilizados. Que nosotros sepamos, sólo un estudio reciente de Kim y cols. mostró una tasa de supervivencia del 99% después de diez años en pacientes menores de cincuenta años.

En orden cronológico, los factores que limitan la función y longevidad de una prótesis total de cadera son: la técnica quirúrgica, la fijación del implante al hueso, la osteolisis (con frecuencia asociada al desgaste de las superficies), el fracaso por fatiga de los implantes y la remodelación esquelética a largo plazo. Ningún sistema protésico puede maquillar una técnica quirúrgica inadecuada. Una construcción biomecánicamente sólida es el fundamento de una prótesis que funciona correctamente. La durabilidad de la fijación del implante en pacientes jóvenes ha mejorado a partir de la fijación sin cemento por lo que la osteolisis asociada al desgaste del polietileno se ha convertido en el factor limitante (Fig. 1). Excepto en aquellos casos en que el polietileno se desgasta por completo, el desgaste sólo es clínicamente importante si induce osteolisis progresiva. Las caderas generalmente no se recambian como resultado del desgaste, sino por la osteolisis asociada con éste (y con la generación de partículas).

Fig. 1: Radiografía realizada a los ocho años de una artroplastia total de cadera en una mujer de cincuenta años. Se aprecia un grado elevado de desgaste del polietileno y osteolisis.

El polietileno, la cerámica y las partículas metálicas de desgaste inducen una respuesta inflamatoria que puede conducir a la reabsorción ósea periprotésica (osteolisis). El desgaste, la osteolisis y el aflojamiento aséptico pueden limitar la durabilidad de una cadera protésica, independientemente de la combinación de materiales utilizada, dadas una reconstrucción biomecánica y una fijación satisfactorias.

Podemos definir la tribología como la ciencia que estudia la interacción entre superficies en movimiento relativo bajo la aplicación de una carga (como sucede por ejemplo en los engranajes). Incluye el estudio de la fricción, de la lubricación y del desgaste. El desgaste es la pérdida de material, con la generación de partículas de desgaste, como resultado del movimiento relativo entre dos superficies en contacto sometidas a una carga. En caso de existir un movimiento relativo suficiente se produce un arrancamiento del material de una o más superficies, generalmente de aquella que está constituida por un material más débil. La abrasión es un proceso mecánico a través del cual las asperezas de la superficie más dura producen cortes y surcos en la superficie más blanda provocando una pérdida de material. Cuando los esfuerzos locales exceden la resistencia a la fatiga de un material, éste fracasa después de un cierto número de ciclos de carga, desprendiéndose fragmentos de su superficie.

Las condiciones bajo las cuales estaba funcionando el sistema cuando se produjo el desgaste se denominan modos de desgaste. El modo de desgaste 1 es el resultado del movimiento entre sí de dos superficies de fricción primarias (diseñadas para ello). El modo 2 hace referencia a la situación en que una superficie de fricción primaria se mueve contra una superficie secundaria no diseñada para entrar en contacto con la primera. Esta modalidad de desgaste generalmente se produce tras un desgaste excesivo en modo 1. Un ejemplo de esto sería cuando un componente femoral penetra a través del polietileno de un componente acetabular modular y comienza a articularse con la cúpula metálica. El modo 3 se refiere a la condición en que dos superficies primarias se mueven una frente a la otra pero con partículas de tercer cuerpo interpuestas. En el modo 3, las partículas contaminantes producen una abrasión directa de una o ambas superficies de fricción. Esto se conoce como abrasión o desgaste de tercer cuerpo. Las superficies primarias pueden aumentar su aspereza de forma transitoria o permanente como resultado de esta interacción, conduciendo a una mayor tasa de desgaste modo 1. El desgaste modo 4 hace referencia al frotamiento entre dos superficies secundarias (no primarias). Como ejemplos de un desgaste modo 4 se pueden citar el desgaste originado cuando existe un movimiento relativo entre la superficie exterior de un componente de polietileno modular y su soporte metálico (el llamado desgaste en la parte posterior), la fricción entre un sustrato metálico y un tornillo de fijación o la fricción y corrosión en los cuellos modulares y componentes extraarticulares. Las partículas producidas por el desgaste tipo 4 pueden migrar hacia las superficies de fricción primarias induciendo un desgaste de tercer cuerpo (modo 3).

Durante más de treinta años el material de elección para los componentes acetabulares ha sido el polietileno de peso molecular ultra-alto. La experiencia clínica muestra de forma consistente una baja probabilidad de fracaso catastrófico de este material y, a pesar de la evidencia de su distribución sistémica, no da lugar a consecuencias sistémicas clínicamente aparentes. Su limitación fundamental es su resistencia al desgaste.

El etileno es un hidrocarburo gaseoso compuesto por dos átomos de carbono y cuatro de hidrógeno: C2H4. El polietileno es una larga cadena polimérica de moléculas de etileno en la cual todos los átomos de carbono se encuentran unidos, manteniendo cada uno de ellos sus dos átomos de hidrógeno. Las propiedades mecánicas del polietileno de peso molecular ultra-alto están íntimamente relacionadas con su estructura química, su peso molecular, su organización cristalina y su historia térmica.

La microestructura del polietileno de peso molecular ultra-alto es un sólido viscoplástico en dos fases consistente en dominios cristalinos embebidos en una matriz amorfa. Hay moléculas que conectan a modo de puentes los dominios cristalinos proporcionando una mejor transferencia de stress y una mayor resistencia física. El polietileno de peso molecular ultra-alto se define como un polietileno con un peso molecular medio superior a 3 millones de gramos/mol. El polietileno de este tipo que se utiliza actualmente en aplicaciones ortopédicas tiene un peso molecular de 3 a 6 millones g/mol, un punto de fusión de 125ºC a 145ºC y una densidad de 0.930 a 0.945 g/cm3. Dos empresas, Ticona (Summit, Nueva Jersey) y Basell Polyolefins (Wilmington, Delaware) proveen de resinas de polietileno de peso molecular ultra-alto a los fabricantes de implantes ortopédicos. En el proceso de fabricación de muchas resinas de polietileno se utiliza el estearato cálcico que actúa como un inhibidor de la corrosión, como agente blanqueador y como lubricante para facilitar el proceso de extrusión. En general, los polvos de resina tanto de Ticona como de Basell constan de numerosas partículas de polietileno de peso molecular ultra-alto esféricas y fusionadas, pero las resinas de Ticona se caracterizan por un fino entramado de fibrillas submicrométricas que interconectan las esferas microscópicas. Las resinas de Ticona tienen un tamaño de partícula medio de aproximadamente 140 μm, mientras que las de Basell tienen un tamaño medio de aproximadamente 300 μm.

Para mejorar la resistencia al desgaste del polietileno se ha recurrido a los enlaces cruzados, que se consiguen con la utilización de la química del peróxido, con dosis variables de radiación ionizante o mediante irradiación con haz de electrones. Los enlaces cruzados se forman cuando los radicales libres, localizados en las regiones amorfas de las moléculas de polietileno, reaccionan para formar un enlace covalente entre moléculas de polietileno adyacentes. Se cree que los puentes cruzados entre las moléculas de polietileno resisten los movimientos intermoleculares, haciendo al polietileno más resistente a la deformación y al desgaste en el plano perpendicular al eje molecular primario. Se ha demostrado que esto reduce enormemente el desgaste por los movimientos tangenciales que tienen lugar en los componentes acetabulares. La aparición de enlaces cruzados tiene un efecto deletéreo sobre la resistencia a la fatiga, la resistencia tensil final y la elongación antes de la ruptura. La disminución de estas propiedades es proporcional al grado de entrecruzamiento. Este hecho ha originado debates acerca del grado óptimo de entrecruzamiento. Los estudios de simulación de cadera indicaron que los enlaces cruzados reducen el tipo de desgaste que se produce en los componentes acetabulares en más del 95% (Fig. 2).

Fig. 2: Tasa de desgaste de los componentes acetabulares de polietileno en función de la dosis de radiación en un simulador de cadera (1 Mrad = 10.000 Gy).

Los estudios clínicos y de laboratorio han revelado que los métodos de esterilización pueden afectar en gran medida al comportamiento in vivo de un componente acetabular (Fig. 3). Los componentes acetabulares pueden esterilizarse con radiación gamma, plasma gaseoso u óxido de etileno. La radiación gamma en aire fue el estándar de la industria desde principios de los años 70; la dosis oscila entre 2.5 y 4 Mrad (1 Mrad = 106 dosis de radiación absorbida = 104 Gy) y se encuentra más comúnmente en el rango de entre 3.0 y 3.5 Mrad (30.000 a 35.000 Gy). La radiación gamma rompe los enlaces covalentes, incluídos los de las moléculas de polietileno. Esto produce electrones desapareados provenientes de los enlaces covalentes rotos, que se conocen como radicales libres. Estas partículas altamente reactivas pueden combinarse con oxígeno (si éste está presente) durante el proceso de irradiación, durante el almacenamiento del polietileno y cuando éste está in vivo.

Fig. 3: Tasa de desgaste de los componentes acetabulares de polietileno en función de su fabricación y el método de esterilización en un simulador de cadera. La tasa de desgaste aumenta con mayores niveles de oxidación.

La oxidación de la molécula de polietileno es una reacción química que da como resultado una escisión de la cadena (fragmentación y acortamiento de las largas cadenas del polímero) y la introducción de oxígeno dentro del polímero. El resultado neto es una reducción del peso molecular del polímero, de su resistencia a la fatiga, de su resistencia tensil final y de la elongación hasta la ruptura (lo hace más frágil) y aumenta su densidad (reduce su volumen).

En general, la oxidación y la formación de enlaces cruzados son reacciones que compiten entre sí. A medida que aumenta la producción de enlaces cruzados, se reduce la oxidación y viceversa. En los componentes sometidos a irradiación gamma en el aire, la magnitud relativa de la oxidación y de los puentes cruzados varía en función de la profundidad respecto a la superficie del componente. Esto se correlaciona con la correspondiente variación en la resistencia al desgaste del material en función de la profundidad desde la superficie. Una vez implantado, el componente está expuesto al oxígeno disuelto en los fluidos orgánicos. Con el paso del tiempo los radicales libres del polietileno reaccionarán con el oxígeno. Se sabe relativamente poco sobre la tasa de oxidación del polietileno in vivo. Parece ser que es inferior que la que se produce in vitro, pero se sigue discutiendo sobre su magnitud y lo más probable es que sobre la tasa de oxidación influyan diversos factores.

Se han desarrollado métodos para producir componentes con resistencia aumentada al desgaste a través de la formación de enlaces cruzados y que no se oxiden mientras están almacenados o en el interior del cuerpo. Los radicales libres creados en el polietileno por la radiación ionizante pueden dirigirse hacia la reacción de formación de puentes cruzados por calentamiento del polímero por encima de su temperatura de fusión (125º a 135º). Los componentes fabricados con este material refundido no tienen radicales libres residuales; de este modo, no hay posibilidad de oxidación cuando el componente es subsiguientemente esterilizado con óxido de etileno o gas de plasma. Sin embargo, el refundido induce cambios en la estructura cristalina del material que se asocian con la disminución de algunas de las propiedades del material. Este hecho ha conducido a una controversia en cuanto al relativo detrimento del refundido en comparación con la retención de algunos radicales libres residuales.

Los procesos de fabricación de los productos actualmente en uso – Marathon (De Puy, Warsaw, Indiana), Longevity (Zimmer, Warsaw, Indiana), Durasul (Centerpulse Orthopedics, Austin, Texas), Crossfire (Stryker Howmedica Osteonics, Allendale, New Jersey) y XLPE (Smith and Nephew Orthopaedics, Memphis, Tennessee) – difieren en cuanto a la dosis y tipo de radiación (gamma o haz de electrones), estabilización térmica (refundido o recocido), manufactura y esterilización final. Por esta razón, cada material debe considerarse por separado y las características de desgaste específicas para cada uno de ellos deben establecerse en base a estudios clínicos.

Una reintervención por el motivo que sea constituye la definición primaria del fracaso de una artroplastia total de cadera. Desafortunadamente, a menudo se precisa un largo periodo de tiempo para demostrar diferencias estadísticas y prácticas entre distintos implantes. Sin embargo, los estudios de desgaste in vivo a corto plazo pueden ayudar a predecir los resultados a largo plazo. Se ha asociado un aumento del desgaste volumétrico con el aflojamiento de los componentes y la osteolisis. La asociación entre el desgaste volumétrico y la reabsorción ósea periprotésica parece estar en relación con el número y tamaño de las partículas de desgaste del polietileno que se generan y liberan al espacio articular efectivo. Sobre esta base, una tasa de desgaste inferior puede no ser necesariamente preferible desde el punto de vista clínico si se genera un número más elevado de partículas de desgaste biológicamente activas.

La penetración de la cabeza femoral en el polietileno acetabular se debe a una combinación de arrastre (“creeping”) y desgaste. Como consecuencia del arrastre, las tasas de penetración lineal tienden a ser más elevadas a corto que a largo plazo. Debido a que el arrastre disminuye exponencialmente con el paso del tiempo, se acepta generalmente que la mayor parte de la penetración lineal que tiene lugar después del primer o segundo año se debe al desgaste.

Los datos procedentes de ensayos clínicos con pequeños grupos de pacientes han mostrado una reducción en la tasa de desgaste con los enlaces cruzados. Martell y cols. siguieron postoperatoriamente a setenta y cuatro pacientes durante un mínimo de dos años. Treinta y cinco pacientes eran portadores de un polietileno irradiado con radiación gamma en aire (el estándar histórico) y en treinta y nueve se implantó un polietileno con enlaces cruzados inducidos por 3 Mrad (30.000 Gy) de radiación gamma en nitrógeno con posterior aplicación de calor. Se analizaron las radiografías con una técnica digital bidimensional asistida por ordenador. Las caderas con el polietileno estándar tenían una tasa media de desgaste volumétrico de 94 ± 78 mm3/año en comparación con un promedio de 54 ± 70 mm3/año en las caderas con polietileno de enlaces cruzados (p < 0.05). El grado de reducción de desgaste clínico asociado con el material en que se produjeron los enlaces cruzados de forma intencionada era muy similar al grado de reducción visto en estudios con simulador de cadera en que se compararon esos mismos componentes. En otro estudio clínico, Martell e Incavo compararon veinticuatro componentes fabricados con polietileno altamente entrelazado (Crossfire; irradiación gamma con 7.5 Mrad – 75.000 Gy-, calentamiento por cocción a 120ºC y esterilización con 2.5 a 3.5 Mrad – 25.000 a 35.000 Gy – de radiación gamma tras su empaquetamiento en nitrógeno) con veinticinco componentes de polietileno estándar esterilizados por el mismo procedimiento. Tras dos años de seguimiento, el polietileno con enlaces cruzados mostró una reducción significativa (53%) en su desgaste lineal (0.094 comparado con 0.202 mm/año; p = 0.008).

Digas y cols. iniciaron un estudio prospectivo en que se comparaba un componente acetabular cementado con polietileno altamente entrelazado (Durasul; radiación con haz electrónico a 9.5 Mrad – 95.000 Gy – a 125º, refundido a 150ºC durante dos horas y esterilizado con óxido de etileno) con un componente de polietileno cementado que había sido esterilizado con radiación gamma en nitrógeno. Midieron con análisis radioestereométrico el desgaste in vivo en treinta y tres pacientes seguidos durante un mínimo de dos años. Los quince pacientes con el polietileno entrecruzado tenían menos penetración tridimensional de la cabeza femoral (0.18 en comparación con 0.20 mm/año) pero la diferencia no era significativa. El hecho de que hubiese más diferencia en la penetración lineal en este estudio a corto plazo no es sorprendente puesto que las tasas de arrastre de los dos polímeros son aproximadamente las mismas. Otra conclusión que pudo extraerse de estos datos es que el comportamiento clínico del polietileno moderadamente entrecruzado con poca oxidación (el polietileno “estándar”), es bastante bueno.

El número, forma y tamaño de las partículas de desgaste del polietileno son multifactoriales: están en función de los modos y mecanismos del desgaste que las origina, los estreses sobre la superficie de carga, los movimientos y la orientación molecular del polietileno. La mayor parte de las partículas de desgaste del polietileno que se producen en una articulación protésica son de tamaño micrométrico o submicrométrico y se producen por un desgaste modo 1 en cantidades muy elevadas incluso en articulaciones que funcionan correctamente. Los mecanismos predominantes de desgaste parecen ser la microadhesión y la microabrasión, con la generación de muchas partículas de polietileno de longitud inferior a 1 micra. El daño por el desgaste producido consiste predominantemente en eburneación y arañazos.

Se han desarrollado técnicas para aislar y analizar las partículas de desgaste generadas en vivo tras su recuperación a partir de los tejidos periprotésicos. La concentración de partículas de desgaste alrededor de las articulaciones protésicas está en relación directa con la duración de su implantación y puede llegar a ser de miles de millones por gramo de tejido. Hasta ahora, sólo disponemos de estos datos para el polietileno convencional por el número limitado de muestras tomadas en articulaciones con polietileno de enlaces cruzados.

En vitro se han encontrado diferencias sustanciales entre las partículas de desgaste procedentes de polietilenos con y sin enlaces cruzados (Fig. 4). Los polietilenos con enlaces cruzados liberan un número relativamente alto de partículas submicrométricas y nanométricas y relativamente menos partículas de algunas micras. Estas partículas submicrométricas inducen una mayor respuesta inflamatoria in vitro que las partículas mayores. Adicionalmente, la respuesta celular depende de la morfología de las partículas: las partículas elongadas generan una reacción inflamatoria más severa que las de forma globular.

Fig. 4: Forma y tamaño de las partículas de polietileno aisladas en estudios con simulador de cadera. El polietileno sin enlaces cruzados produce una gran cantidad de partículas como fibrillas elongadas. Se observa una reducción sustancial en el tamaño de partícula entre el polietileno sin enlaces cruzados (izquierda) y el polietileno parcialmente entrecruzado (3.5 Mrad – 35.000 Gy -)(centro). El polietileno parcialmente entrecruzado produce sobre todo partículas redondeadas de tamaño submicrométrico y fibrillas de un tamaño de hasta unas pocas micras. El polietileno altamente entrecruzado (10 Mrad)(derecha) muestra predominantemente partículas redondeadas de tamaño submicrométrico (x 10.000).

Illgen y cols. trataron de correlacionar el desgaste volumétrico con la actividad biológica in vitro. Compararon el desgaste de un polietileno con enlaces cruzados (Longevity; irradiación con haz de electrones a 9 Mrad – 90.000 Gy – y esterilización con gas de plasma) con el de un polietileno convencional (irradiación gamma en nitrógeno), midiéndolo en un simulador de cadera, y después comprobaron la actividad biológica de las partículas aisladas en cultivos celulares. Hallaron una actividad biológica relativa reducida con las partículas procedentes del polietileno de enlaces cruzados. Puesto que el número, tamaño y forma de las partículas liberadas por los polietilenos con enlaces cruzados dependen del material utilizado, del modo de producir los enlaces cruzados y de factores de desgaste relacionados con el paciente, sólo los estudios clínicos específicos para cada polietileno entrecruzado podrán contestar a la pregunta de si el polietileno con enlaces cruzados ofrece una buena relación beneficio-riesgo.

Otra estrategia para reducir el desgaste del polietileno consiste en mejorar las características de desgaste de la cabeza femoral. En un estudio con simulador de cadera, McKellop y cols. demostraron que una disminución en la rugosidad de superficie reduce el desgaste del polietileno. Como alternativa a las cabezas metálicas (cromo-cobalto) se fabrican cabezas cerámicas con distintas variantes y tamaños. Los materiales cerámicos son mucho más duros y pueden pulirse con una menor rugosidad de superficie (más lisos) que las cabezas metálicas. Tanto las cabezas de alúmina (Al2O3) como de zirconia (ZrO2) tienen gran dureza y resistencia, lo que las hace más resistentes a los arañazos reduciendo el desgaste abrasivo. Otra cuestión importante es la apetencia por el agua del material. Las cerámicas son más hidrofílicas y tienen mejor lubricación y menos fricción. Los estudios clínicos y con simuladores de cadera indican que el desgaste de los pares cerámica-polietileno es al menos equivalentes o menor que el de los pares metal-polietileno. Se han publicado reducciones del desgaste superiores al 50%.

Las cerámicas son materiales frágiles, lo que conduce a la posibilidad de una fractura de la cabeza cerámica. Una revisión de más de 500.000 cabezas femorales de alúmina de última generación arrojó una tasa de fractura de 0.004% (4:100.000). Incluso si asumimos que el número de casos no notificados sea tres veces superior, la tasa de fracturas de la cabeza cerámica es todavía muy inferior a la de los vástagos femorales, que es de aproximadamente el 0.27% (270:100.000). Tras un cambio específico en su proceso de fabricación en 1998, las cabezas de zirconia (Prozyr) de un fabricante (Saint-Gobain Céramiques Avancées Desmarquest, Vincennes CEDEX, France, www.prozyr.com) mostraron un aumento de la tasa de fractura. Es importante tener en cuenta que el riesgo de fractura de las cabezas de alúmina o zirconio de otros fabricantes no se vio afectado por este cambio.

Inicialmente se achacó el aflojamiento precoz de las prótesis con un par metal-metal a dicha combinación pero en la actualidad se ha reconocido que esas tasas de aflojamiento se debían más bien a un diseño subóptimo del implante, a un proceso de fabricación inconsistente y a la técnica quirúrgica. Una revisión de los resultados a los quince a veinte años mostró que la supervivencia de las prótesis metal-metal es comparable a la de las prótesis de Charnley y otras prótesis de metal-polietileno. Los fracasos no se debían a las propiedades de desgaste de los materiales. Los estudios de recuperación indican que las prótesis metal-metal McKee-Farrar producían sustancialmente menos desgaste que las convencionales de metal-polietileno. Los estudios con simuladores de cadera con prótesis metal-metal han mostrado una marcada reducción (más de 200 veces) de las tasas de desgaste volumétrico en comparación con las articulaciones convencionales de polietileno. En consecuencia, se ha despertado un interés renovado hacia las articulaciones metal-metal en la artroplastia total de cadera y ha tenido lugar un resurgir de la investigación y desarrollo de pares metal-metal, inicialmente en Europa y más tarde en los Estados Unidos.

En 1988 Müller y Weber reintrodujeron el par metal-metal y el desarrollo de esta aleación de cromo-cobalto se vendió bajo el nombre comercial Metasul (Centerpulse Orthopedics). Con más de una década de experiencia con articulaciones metal-metal de segunda generación, se han implantado más de 160.000 componentes de Metasul y esta tecnología también se ha extendido a componentes de reemplazo superficial de gran diámetro.

La combinación de materiales, su macrogeometría (diámetro y espacio libre radial), su microgeometría (topografía de superficie) y su lubricación influyen sobre el desgaste de los pares metal-metal en mucha mayor medida que sobre los pares de fricción metal-polietileno. La lubricación mixta por capa parece ser el mecanismo operante en la mayor parte de las articulaciones de cadera metal-metal. La lubricación por capa de fluido se fomenta haciendo la cabeza femoral tan grande como sea posible en la práctica (esto aumenta la velocidad de deslizamiento y atrae más fluido hacia la articulación) y la superficie tan lisa como sea posible. Con los pares metal-metal, a diferencia de lo que sucede en las articulaciones de polietileno, una cabeza de mayor diámetro realmente produce menores tasas de desgaste que una cabeza más pequeña con los mismos parámetros de fabricación.

Los resultados clínicos asociados con los sistemas de cadera total contemporáneos que emplean pares de fricción metal-metal han sido generalmente buenos. No conocemos ningún informe de reoperaciones por un problema directamente atribuible a la articulación metal-metal, no hay casos de desgaste completo y en secciones histológicas se han identificado pocas partículas metálicas. Sin embargo, sí hay reoperaciones a causa de infección, osificación heterotópica, inestabilidad, impingement y aflojamiento aséptico. El desgaste por impingement puede provocar metalosis, especialmente en el caso de un cuello de aleación de titanio que roza con una articulación acetabular de cromo-cobalto. Las cabezas de mayor diámetro tienen un arco de movimiento mayor lo cual reduce el riesgo de impingement (Fig. 5).

Fig. 5: Una moderna articulación modular metal-metal. La modularidad incrementa las opciones reconstructivas pero al mismo tiempo puede ser una fuente de partículas e iones metálicos. Las articulaciones de mayor tamaño (en este ejemplo 36 mm.) reducen el desgaste y aumentan el rango de movimiento.

Sieber y cols. estudiaron 118 componentes Metasul (sesenta y cinco cabezas y cincuenta y tres cotilos) retirados por luxación (24%), aflojamiento del vástago (17%), aflojamiento del cotilo (28%) o por otros motivos como osificación heterotópica o infección (31%). Ninguno fue revisado por osteolisis. El tiempo medio transcurrido hasta la revisión fue de veintidós meses (rango, dos a noventa y ocho meses). Una actualización de este trabajo incluyó 297 cabezas o acetábulos retirados. El tiempo entre la implantación y la revisión en este grupo osciló entre uno y 117 meses y la distribución de indicaciones para la revisión fue similar (luxación en el 21%, aflojamiento de cualquiera de los componentes en el 39% y otras razones en el 40%). Las tasas de desgaste linear anual promedio en los dos estudios disminuyeron con el tiempo transcurrido desde la inserción del implante: fueron de 25 y 35 μm en la fase de rodaje, disminuyendo a un estado de estabilización de alrededor de 5μm después del tercer año en ambos estudios. La tasa de desgaste volumétrico tras el periodo de rodaje fue estimada en 0.3 mm3/año, lo que condujo a la conclusión de que estas articulaciones metal-metal tienen una tasa de desgaste volumétrico más de 100 veces menor que las articulaciones convencionales de polietileno.

Rara vez se ha comunicado osteolisis en los informes clínicos sobre articulaciones metal-metal de segunda generación seguidas entre 2.2 y 5 años. Beaulé y cols., sin embargo, publicaron un caso de osteolisis diafisaria progresiva que se produjo dentro de los dos años postoperatorios en un paciente con una prótesis total de cadera no cementada bien fijada con una articulación Metasul. El análisis histológico mostró un desgaste mínimo de las superficies de fricción y sólo un pequeño número de células inflamatorias en los tejidos. Como no existía evidencia de reacción de cuerpo extraño, formularon la hipótesis de que la osteolisis era secundaria a la transmisión de presiones del líquido articular más que inducida por partículas.

Las partículas de desgaste en las articulaciones metal-metal miden nanómetros en la dimensión lineal y son considerablemente más pequeñas que las procedentes del desgaste del polietileno. El tamaño de las partículas metálicas, como se demuestra en estudios con microscopio electrónico de barrido, oscila entre 0.1 y 5μm. Los estudios con microscopio de barrido sugieren que las grandes partículas metálicas observadas con el microscopio óptico eran conglomerados de partículas más pequeñas.

Se conoce poco acerca de la tasa de producción de partículas metálicas in vivo, el transporte linfático de partículas metálicas de la articulación o su diseminación sistémica. En base a la información sobre las tasas de desgaste volumétrico y el tamaño medio de partícula, se ha estimado que cada año se producen entre 6.7 x 1012 y 2.5 x 1014 partículas metálicas, lo que supone entre trece y 500 veces el número de partículas de polietileno producidas anualmente en una articulación metal-polietileno típica. El área de superficie conjunta de estas partículas de desgaste metálicas es sustancial y puede tener tanto efectos locales como sistémicos. El área de superficie se ha identificado como una variable que afecta a la respuesta de los macrófagos a las partículas. Sin embargo, la reacción tisular local alrededor de una prótesis metal-metal, indicada por el número de histiocitos, es alrededor de una magnitud inferior a la existente alrededor de una prótesis metal-polietileno. Se han propuesto varias hipótesis para explicar esta discrepancia. Puesto que las partículas metálicas son considerablemente más pequeñas que las de polietileno, los histiocitos pueden almacenar un mayor número de partículas metálicas; por tanto, el número total de histiocitos necesarios para almacenar estas partículas es menor. Las partículas de muy pequeño tamaño pueden penetrar en los macrófagos por picnocitosis en lugar de por fagocitosis, lo que puede alterar la respuesta celular a las partículas. Puede existir una diferencia entre las partículas metálicas y las de polietileno en relación a la proporción relativa entre las que son retenidas localmente frente a las que se distribuyen sistémicamente. La disolución de las partículas metálicas de lugar a una elevación de las concentraciones de iones de cobalto y de cromo en los eritrocitos, el suero y la orina.

Es importante considerar que en las modernas artroplastias de cadera puede haber distintos orígenes de partículas metálicas y generación de iones. Diversos estudios han demostrado la diseminación sistémica de productos de corrosión solubles y particulados procedentes de las uniones modulares, con la presencia de partículas metálicas en los ganglios linfáticos, el hígado y el bazo. En sujetos sin un implante metálico, los niveles de cromo y cobalto en el suero y la orina son indetectables o casi indetectables, mientras que en los pacientes con articulaciones metal-metal los niveles de iones metálicos en eritrocitos, suero y orina están elevados. Dado que el desgaste de un par metal-metal generalmente no puede medirse en una radiografía, las concentraciones de iones metálicos en eritrocitos, suero y orina pueden ser indicadores útiles de la actividad del paciente y del comportamiento tribológico de estas articulaciones. Desafortunadamente, la importancia toxicológica de estas elevaciones de metales aún no ha sido establecida.

En un pequeño número de pacientes susceptibles puede desarrollarse una hipersensibilidad retardada, una respuesta inmune que resulta de la exposición a iones metálicos como níquel, cromo y cobalto. Recientemente, algunos grupos han descrito cambios histológicos específicos en tejidos alrededor de prótesis metal-metal revisadas. Han encontrado infiltraciones linfocitarias en la capa subyacente a la neocápsula con distribución difusa o agregados en torno a pequeños vasos postcapilares. Los tejidos de pacientes con implantes metal-metal también mostraban ulceraciones de la superficie pseudosinovial en comparación con los tejidos de pacientes con un implante metal-polietileno. Es interesante señalar que todos estos cambios eran menos obvios en tejidos recuperados de pacientes con una McKee-Farrar o con vástagos curvos cementados de cromo cobalto que en los tejidos de los pacientes con una prótesis metal-metal moderna. Parece no existir correlación entre la cantidad de residuos metálicos y la producción o extensión de la reacción inmune. Estas reacciones inmunológicas se denominan “lesiones asociadas a vasculitis linfocítica aséptica”. Aún no está clara la relevancia clínica de estos hallazgos porque hasta el momento se han efectuado pocas revisiones en pacientes con articulaciones metal-metal y sólo una fracción de los casos revisados mostraban tales cambios histológicos.

Clínicamente, la hipersensibilidad retardada puede presentarse como un dolor inexplicado asociado con derrames asépticos y aflojamiento en la interfase. No está claro si la hipersensibilidad retardada contribuye al aflojamiento aséptico o si el aflojamiento del implante contribuye a la hipersensibilidad retardada. Estudios in vitro han demostrado también que las partículas de polietileno provocan una respuesta inflamatoria mayor en general pero que las partículas de cromo-cobalto tienen una toxicidad más elevada.

Las articulaciones de cerámica-cerámica han demostrado hasta la fecha las tasas de desgaste in vivo más reducidas frente a cualquier otro tipo de combinación (Fig. 6). En los pares cerámica-cerámica se aplican los mismos principios de fricción y lubricación que se indicaron para las articulaciones metal-metal. Sin embargo, las cerámicas tienen dos propiedades importantes que las convierten en un material extraordinario respecto a la fricción y el desgaste. En primer lugar, las cerámicas son hidrofílicas, lo que permite un mejor humedecimiento de su superficie. Esto asegura que la capa de líquido sinovial se distribuya de forma uniforme sobre toda la superficie de carga. En segundo lugar, la cerámica tiene mayor dureza que el metal y puede pulirse con mucha menor rugosidad de superficie. Aunque su mayor hidrofilia produce una capa de fluido que es ligeramente más delgada que la de las articulaciones metal-metal, esto se compensa por el reducido tamaño de las asperezas de su superficie. En conjunto, el resultado es un ratio λ mayor y un menor coeficiente de fricción. 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 también casos con un desgaste acelerado, generalmente asociado con una colocación subóptima de los implantes.

Fig. 6: Tasas de desgaste (en milímetros cúbicos por año) de diferentes pares de fricción probados en un simulador de cadera. MOP = metal-polietileno, MOC = metal-cerámica, MOM = metal-metal y COC = cerámica-cerámica.

Los pares cerámica-cerámica que se utilizan clínicamente en la actualidad están fabricados de alumina. Los avances en el proceso de producción (sinterización) han mejorado la calidad del material. Las modernas cerámicas de alúmina tienen baja porosidad, grano de pequeño tamaño, elevada densidad y gran pureza. De este modo aumentan la dureza y la resistencia a la fractura y al estallido. Se han efectuado tests in vitro utilizando zirconia y composites alúmina-zirconia para mejorar las características de desgaste, pero deben estudiarse más ampliamente estos óxidos mixtos antes de poder realizar ensayos clínicos.

La experiencia en Estados Unidos con articulaciones cerámica-cerámica estuvo inicialmente limitada a las prótesis Autophor/Xenophor, diseñadas e introducidas en Europa por Mittelmeier. Los resultados clínicos con la prótesis Autopor fueron generalmente menos satisfactorios que los que se obtenían con los diseños metal-polietileno y por ello los implantes cerámica-cerámica no gozaron de una amplia aceptación en EE.UU. Estudios previos (especialmente en Europa) demostraron unas tasas de supervivencia protésica del 75% al 84% a los diez años y del 68% a los veinte años. En pacientes menores de cincuenta años, las tasas de supervivencia fueron del 84% a los diez años, del 80% a los quince y del 61% a los veinte.

De modo similar a lo que ocurría con las prótesis metal-metal (cuyos estudios se basaban en la aplicación clínica de la prótesis McKee-Farrar), el análisis de la eficacia de los pares cerámica-cerámica se complica por el hecho de que el vástago y cotilo Autophor tenían características actualmente reconocidas como subóptimas. Los estudios de seguimiento demostraron unas tasas de desgaste in vivo muy reducidas, pero se produjeron fracasos como resultado de un mal diseño protésico y de una técnica de fijación deficiente. La generación actual de pares cerámica-cerámica se está utilizando con frecuencia en sistemas protésicos que han demostrado una fijación adecuada a largo plazo y resultados clínicos excelentes con un par metal-polietileno.

En Estados Unidos se llevan a cabo dos ensayos clínicos prospectivos randomizados y multicéntricos, con más de 300 pacientes en cada estudio. Garino publicó la experiencia con el sistema Transcend (Wright Medical Technology, Arlington, Tennessee). En 333 caderas se implantó un componente acetabular modular no cementado con un vástago cementado o no. Tras un seguimiento de dieciocho a treinta y seis meses (media de 22 meses), el 98,8% de los implantes permanecían in situ. En el segundo estudio, el sistema ABC (Stryker Howmedica Osteonics) se implantó en 349 caderas. D’Antonio y Capello evaluaron los resultados más recientes de los seis cirujanos que participaron en el estudio con un número más elevado de pacientes. Este subgrupo constaba de 207 pacientes con 222 caderas que fueron seguidas durante un periodo promedio de cuarenta y ocho meses. Se habían recambiado cinco caderas, mientras que el 97,7% de los implantes permanecían in situ. Una parte no randomizada de este estudio multicéntrico es la representada por 209 pacientes tratados con el sistema Trident (Stryker Howmedica Osteonics). Ciento setenta y cinco de éstos fueron seguidos durante un tiempo mínimo de dos años y la tasa de revisión en este grupo fue del 1,7% (tres revisiones).

Una complicación potencial con estos implantes y que el cirujano debería identificar es el astillado del componente acetabular de cerámica durante su inserción. Esto sucedió en tres casos (1%) tratados con el sistema Transcend y en nueve (2,6%) con el sistema ABC. El componente de la Trident tiene un inserto de cerámica apoyado en una cúpula metálica con un reborde de titanio y con este sistema no se observó ningún caso de astillamiento intraoperatorio.