Grupo 4. Prótesis autoestables

Sustituyen las superficies dañadas y no precisan que la rodilla sea estable. Restituyen la estabilidad y función gracias a las características de su diseño. Las más populares fueron las prótesis de Freeman y la prótesis total condylar de lnsall y Ranawat. La prótesis total condylar, su evolución, la estabilizada posterior y la prótesis low contact-stress, con componente de polietileno móvil, forman el llamado "patrón de oro" (gold standard), y han sido la base de todos los diseños posteriores y prácticamente todas las series presentan sus resultados comparativamente con estos primeros diseños.

Efectivamente, los resultados obtenidos con ellas fueron tan alentadores que popularizaron definitivamente los implantes protésicos en la rodilla. Nosotros mismos tuvimos ocasión de publicar una de las primeras revisiones nacionales, con 66 casos, en el año 1982, evidenciando los buenos resultados obtenidos. Se realizó un estudio de la marcha de aquellos pacientes y ésta era superponible a la marcha normal (figs.8).

El paso de los años ha confirmado la posibilidad de obtener buenos y duraderos resultados pero pronto se pusieron en evidencia los problemas de estos implantes.

Grupo-4.-Prótesis-autoestablesFigura 8. Grave artrosis de rodilla. La ya
histórica prótesis total condilar. Reproducción
de una imagen realizada sobre el estudio de
marcha en portadores: esta prótesis primitiva
ofreció excelentes resultados y ha sido la base
para muchos de los diseños actuales.
Grupo-4.-Prótesis-autoestables_1Figura 9. Aspecto de una prótesis tipo
estabilizada posterior ya con platillo tibial de base metálica.

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Figura 10. Representación de Cabanella
sobre los modelos actuales de prótesis
según que conserven el ligamento cruzado posterior o estabilicen con su diseño.

Básicamente, el porvenir y, por tanto, los resultados, están en función del diseño, del anclaje al hueso y de los materiales. Estas tres características están condicionadas por la técnica de implante, que ha de ser rigurosa y precisa.

Diseño

Inicialmente el componente tibial era completamente de polietileno. Pronto se comprendió que era mejor que la parte en contacto con el hueso de apoyo tibíal fuera metálica para mejor distribuir las presiones y evitar hundimientos de este componente dentro de la metáfisis tibial (fig. 9). Actualmente, y siguiendo a Cabanella, podemos diferenciar cuatro diseños básicos sobre los cuales los diferentes modelos comerciales complementan pequeñas variaciones: prótesis que conservan el cruzado posterior, prótesis que lo sustituyen mediante una fuerte concavidad en el polietileno tibial u otras, con un pivote central en el componente tibial que se aloja en una escotadura del componente femoral y, finalmente, prótesis con unión mecánica entre ambos componentes (fig. 10).

En la actualidad, la tendencia es conservar el ligamento cruzado posterior para mantener la propiocepción y, asegurar la estabilidad anteroposterior. Sin embargo, esto sólo es posible si en el implante se precisa de una resección tibial pequeña. Cuando por la intensidad de la deformidad, la línea de corte tibial para conseguir un implante horizontal al suelo pasa por debajo de la inserción del cruzado posterior y, en consecuencia, éste queda extirpado, debe recurrirse a los modelos estabilizados. Éstos tienen una más amplia superficie de contacto entre sus componentes: el platillo tibial es fuertemente cóncavo con una mayor altura en el borde posterior y el componente femoral es congruentemente convexo. Esto amplía y constriñe las superficies protésicas por los que la transmisión de cargas se hará por una superficie más amplia y por ello el desgaste deberá ser menor.

Por contra, el mayor constreñimiento aumenta las solicitaciones en la zona de fijación, con lo que el aflojamiento tal vez será más rápido. Se pierde la propiocepción y la flexoextensión es más limitada. Con cierta frecuencia, en los últimos grados de extensión, se nota un resalte anterior (patellar crunck) que está provocado por tejido fibroso neoformado en el surco del componente femoral diseñado para albergar el pivote estabilizador tibial. Si la rótula no está gravemente dañada, puede remodelarse extirpando sus formaciones osteofíticas y dejarla sin implante. En nuestra experiencia los resultados son satisfactorios.

Anclajes

Son los sistemas de fijación de los componentes protésicos a las superficies de resección practicadas sobre el hueso del paciente. Muchos modelos llevan incorporados tetones o láminas metálicas para facilitarlo.

Clásicamente se ha utilizado el cemento (polimetil metacrilato) para la fijación de los tres componentes al hueso. Se ha demostrado que el resultado inmediato es inmejorable. Sin embargo, a largo plazo, y recogiendo experiencias en prótesis de cadera y rodilla, se detectaron algunos problemas, descementación, roturas, etc. Pero extrapolando a la rodilla, la situación ya planteada en la cadera, se usan fijaciones biológicas.

En opinión de muchos autores, la situación no es totalmente extrapolable y la no cementación en rodilla es, todavía, un tema en discusión. La parte femoral, por las características del hueso esponjoso, por las líneas de corte y por razones biomecánicas, tiene un alto índice de estabilidad. Por contra, la parte femoral presenta una trabeculación menos uniforme, con frecuencia hay fenómenos de hundimiento del componente protésico y, especialmente, sólo se hace un corte paralelo, lo que confiere poca estabilidad. Los diseños tibiales siguen perfeccionándose para mejorar su adaptabilidad al receptor y su anclaje, buscando zonas óseas más resistentes y anclajes con vástagos que incorporan aletas multidireccionales.

Paralelamente, se contempla la posibilidad de las fijaciones híbridas femoral no cementado-tibial cementado.

Cuando no se cementa, la fijación se busca mediante el revestimiento poroso de las superficies del componente dentro de estas porosidades va a crecer el hueso o el tejido fibroso que integrarán la prótesis. Más recientemente, las superficies protésicas se han revestido con materiales con capacidad de osteointegración y ausencia de fenómenos tóxicos locales o generales, como la hidroxiapatita. Las experiencias con, el uso de este material son inicialmente buenas.

Materiales

Siguiendo a Ramón Soler, podemos decir que existen dos tipos de efectos que se deben tener en cuenta:

  • Del receptor sobre el material: por las condiciones biomecánicas exigidas por el receptor, el material no puede ser vulnerable a la corrosión (liberación de partículas del material), a la fatiga (producción de fracturas del material) ni al desgaste (liberación de partículas).
  • Del material sobre el receptor: especialmente por la liberación de partículas, se genera una reacción inflamatoria-inmunológica a cuerpo extraño con la formación de seudomemebranas sinoviales con gran componente de proliferación histiocítica. Inicialmente se pensó que el más susceptible era el cemento. Alrededor de las interfases se forma una membrana seudosinovial producto de una reacción macrófaga a cuerpo extraño. Ello provoca una lisis preriprotésica con aflojamiento del componente, es la llamada enfermedad del cemento.

Éste fue el motivo principal para el desarrollo de los anclajes biológicos mencionados anteriormente. Sin embargo, en la actualidad, se considera el polietileno, con una gran capacidad de producción de partículas nocivas, el principal causante de factores osteolíticos que pueden llevar al aflojamiento protésico. Esto ha llevado a la incorporación de polietilenos de alta densidad y, por tanto, más resistentes al desgaste y fracturas. Pero también los metales liberan partículas que son fagocitadas: la sinovial se vuelve macroscópicamente negra por la inclusión de partículas metálicas dentro de las células: es la metalosis. En realidad, estas sinoviales de aspecto dantesco no son dolorosas, lo doloroso es el conflicto generado por el aflojamiento mecánico de la prótesis.