COMEC 2012 Diseño de prótesis interna de rodilla. Dr. Jorge L. Moya Rodríguez I MSc. Vairon Vázquez Roa. II Dr. Daniel R. Hernández Ochoa III Dr. Jorge Alberto Vélez Henríquez. IV Dr. César A. Chagoyén Méndez. I I

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III IV

Universidad Central “Marta Abreu” de Las Villas. Facultad de Ingeniería Mecánica. Carretera a Camajuaní km 5.5, Santa Clara 54830, Villa Clara, Cuba. Teléfono: (53-42)-281630. Jorge L. Moya [email protected]); César A. Chagoyén Méndez (Email: Rodríguez (Email: [email protected]); Universidad Politécnica Territorial del Estado de Aragua “Federico Brito Figueroa”, La Victoria, Venezuela. Vairon Vázquez Roa (Email: [email protected]) Universidad de Holguín “Oscar Lucero Moya”. Daniel R Hernández Ochoa (Email [email protected])

Universidad Veracruzana. Sede Xalapa. Jorge Alberto Vélez Henríquez. (Email

Resumen: La sustitución protésica de las articulaciones ha sido uno de los mayores avances logrados por la cirugía ortopédica en este siglo. El esfuerzo conjunto de ingenieros y cirujanos ortopedas ha posibilitado el desarrollo de los materiales y las técnicas para que ello sea posible. La sustitución protésica consiste en sustituir una articulación lesionada o artrósica por una articulación artificial denominada prótesis. La razón más frecuente para colocar una prótesis de rodilla es eliminar el dolor y la incapacidad causada por una gran destrucción articular. Las superficies de la articulación pueden estar dañadas por la artrosis, proceso que provoca el desgaste del cartílago articular. La articulación también puede estar dañada por la artritis reumatoide. En esta enfermedad, la membrana sinovial produce unas sustancias químicas que destruyen el cartílago articular. En el presente trabajo se hace un análisis del estado del arte de las prótesis interna de rodilla, de los materiales empleados, de la biomecánica de la rodilla y de las principales deficiencias que tienen las prótesis actuales, sentándose las bases para nuevos diseños de prótesis. Introducción La rodilla es una articulación en bisagra que incluye al hueso del muslo (fémur) y al hueso de la espinilla (tibia). La cirugía de reemplazo de rodilla es una técnica que elimina la articulación enferma de una rodilla y la sustituye por una articulación artificial (prótesis). La razón más común para esta operación es la artrosis severa, que causa dolor incesante, deformidad de las articulaciones y problemas de movilidad. El procedimiento se conoce como “artroplastia total de rodilla”. La rodilla es una articulación parecida a una bisagra, formada en el punto de unión del fémur (hueso del muslo), la tibia (debajo de la rodilla) y la rótula. La rodilla se apoya en los músculos y ligamentos y está revestida de cartílago, que actúa de amortiguador. Con el tiempo, el cartílago puede desgastarse y ocasionar rigidez y dolor en la rodilla. Una prótesis de rodilla (articulación artificial) puede sustituir la articulación adolorida y restablecer su movimiento (ver figura 1).

. Figura 1 artroplastia total de rodilla 1

Causas que provocan la necesidad de una prótesis interna de rodilla. Osteoartritis La osteoartritis (OA) es una de las enfermedades más antiguas y comunes entre los seres humanos. En las articulaciones normales, una capa firme y elástica llamada cartílago recubre el extremo de cada hueso. El cartílago brinda una superficie lisa y lubricada que facilita el movimiento de las articulaciones y actúa como cojín entre los huesos. Cuando una persona padece de osteoartritis, el cartílago de las articulaciones se desgasta, lo que puede causar dolor y rigidez en las articulaciones (ver figura 2.).

Figura 2 Osteoartritis A medida que la enfermedad empeora, el cartílago desaparece y los huesos se rozan entre sí. La OA también es conocida por otros nombres, tales como enfermedad articular degenerativa, artrosis, osteoartrosis o artritis hipertrófica. Existen muchas afecciones y dolencias que pueden causar OA: exceso de peso, lesión en una articulación; debilidad muscular; daños en los nervios que suplen la zona de las articulaciones e incluso factores hereditarios. Además del desgaste del cartílago, el líquido que se encuentra en la articulación podría desempeñar un papel en el proceso de la enfermedad. El líquido sinovial lubrica la articulación y es necesario para que ésta funcione correctamente. Evolución histórica de las prótesis internas de rodillas. La era de la artroplastia de rodilla moderna 1 arranca con Walldius (1951) que desarrolla las primeras prótesis en bisagra hecha de resina acrílica y formada por una parte tibial y otra femoral, unidas por una varilla de acero que formaba la charnela. Permitía una movilidad de 84º y una disminución de dolor del 75% a los 4 años. Pero la resina no era lo suficientemente resistente y fue cambiada por acero y finalmente cromo-cobalto. En 1970 se desarrolla la prótesis del grupo GUEPAR cuyo eje de rotación en bisagra era más posterior 2 3 lo que permitía flexiones de más de 100º con una baja resección ósea. En 1971 Gunston introdujo una prótesis de baja fricción basada en la experiencia de Charnley: se trataba de dos superficies de acero que se articulaban contra una superficie de polietileno de alta densidad, y cementadas al hueso con polimetilmetacrilato. A partir de entonces y con mayores conocimientos sobre la biomecánica de la rodilla, no sólo se desarrollaron nuevos implantes, sino que se modificaron los materiales utilizados para su elaboración y se implementaron nuevas técnicas para la fijación de los mismos. En 1973 la prótesis LL (Letournel y Lagrange) permitió mejores resultados a base de una prótesis de cromocobalto y plástico, cementada y con un eje de rotación entre dos mitades de polietileno de alta densidad. Los problemas planteados por estas prótesis eran: infección, aflojamiento, detritus metálicos, rotura de vástagos femorales o tibiales, volumen excesivo de los implantes o descementación, con malos resultados del 80% a los 10 años de seguimiento. 1

UVEHAMMER J. Knee joint kinematics, fixation and function related to joint design in total knee arthroplasty. Acta Orthop Scad 2001; 72 (Suppl 299): 1-52. 2 CROCKARELL J R, GUYTON J L. Artroplastia de tobillo y rodilla. En: Terry-Canale S, editor. Campbell cirugía ortopédica. Volumen 1. 10ª edicion. Madrid: Elseiver SA, 2003; p 243-313.. 3 JOSA BULLICH S, DACHS CARDONA F, ESTANY A. Clasificación de las prótesis de rodilla y su evolución histórica. En: Josa Bullich S, Palacios Y Carvajal J. Cirugía de la rodilla. Barcelona: JIMS SA, 1995; p 435-443

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El abandono de las prótesis en bisagra se produjo fundamentalmente por el aflojamiento aséptico, debido a la falta de rotación de la prótesis. Este problema se solucionó con pivotes centrales de distintos materiales y componentes que permitían una rotación de 4º-5º en eje de rotación internaexterna. La prótesis GSB (1972) utilizaba un sistema de leva policéntrico cuyo principio era el de débil rozamiento dinámico para servir de guía a la prótesis. En el mismo año, Sheehan establece una prótesis siguiendo el modelo de «ball on socket» que permitía una rotación de la rodilla que aumentaba con la flexión (de 3º en extensión a 20º en flexión de 90º). La prótesis de Attenborough poseía una barra con una esfera en su extremo proximal, contenida en un receso del componente femoral y mantenida por un clip de polietileno circular. La Prótesis Esferocéntrica también presenta sobre la tibia el sistema de eje y esfera proximal, pero la diferencia es que ésta se fijaba al cóndilo. Alcanzaba una movilidad de 0-120º. Hoy en día este tipo de prótesis se sigue utilizando en aquellos casos con gran insuficiencia de ligamentos y en procedimientos de rescate. Un último tipo de estas prótesis lo constituyen las denominadas prótesis condileas constreñidas, utilizadas en los mismos supuestos que las anteriores y basadas en los modelos estabilizados posteriores con el único cambio del alargamiento del pivote central de polietileno. Permiten el control de la estabilidad varo-valgo pero no controlan la hiperextensión. No es necesario de modo obligatorio el uso de vástagos y pueden colocarse con sistemas de anclaje simple «press-fit» o cementados. Los modelos de prótesis condilares se desarrollan a partir de los trabajos de Gunston (1971) basados en las teorías de los centros instantáneos de rotación establecidos por Reuleaux en 1876. La prótesis Polycentric de Gunston fue la primera en desarrollar el concepto de rollback y las múltiples rotaciones axiales. Se fijaba al hueso con PMMA y necesitaba una buena estabilidad ligamentosa. Fracasó por la inadecuada fijación de la prótesis al hueso. La Geomedic (1973) de Coventry aumentaba la estabilidad de la prótesis mediante un polietileno que se adaptaba a los cóndilos femorales en el plano sagital. El modelo ICLH (Imperial College London Hospital) de Freeman y Swanson presentaba la resección de ambos cruzados y la confinación del componente femoral dentro de la concavidad del tibial (mecanismo «roller-in-trough»). No presentaba tallo tibial por lo que el aflojamiento aséptico del mismo fue su principal problema. Insall desarrolla la Total Condylar Prosthesis con la intención de crear una artroplastia con unas características cinemáticas lo más cercanas posibles a una rodilla normal, basándose en el diseño de la ICLH y consiguiendo una supervivencia del 94% a los 15 años con la resección de ambos ligamentos cruzados 4. El modelo Total Condilar es el modelo gold estandard de las prótesis de rodilla. Los principios cinemáticos de la PTR son los mismos que los de la rodilla normal basados en el modelo de 6 grados de libertad y en el de las cuatro barras aplicado para la flexo-extensión. El LCP es el que permite el fenómeno del roll-back. Con su ablación y la ausencia de otro mecanismo que simule su función («post-cam» o leva posterior) se produce un exceso de sobrecarga posterior y un riesgo de que esto se transmita a la interfaz hueso-implante y provoque su aflojamiento. 5 La Total Condilar presenta un borde anterior simétrico del componente femoral para la articulación rotuliana, los cóndilos son simétricos, tienen un radio de curvatura sagital decreciente en dirección posterior y son individualmente convexos en el plano coronal. El inserto presenta un doble platillo congruente en extensión con el componente femoral y en flexión con el plano coronal. La traslación y luxación se controlan por los labios anterior y posterior del polietileno así como su eminencia media. La rótula es de polietileno con un pivote central para su fijación. El componente tibial presenta una base de metal para transferir de modo más uniforme las presiones a la metáfisis ósea y un vástago que resiste la angulación de la prótesis durante el apoyo. El problema de la Total Condilar era la limitación de la flexión a 95º. Por ello en 1978 se desarrolla el modelo Insall-Burnstein que resecaba el LCP y añadía un mecanismo de tetón en el polietileno que engranaba sobre un cajetín del componente femoral: son las prótesis estabilizadas posteriores, que permiten el fenómeno del roll-back y con ello mayor flexión. Aunque parezca un problema si importancia, el diseño protésico todavía juega un papel primordial en la mejoría del enfermo. Como ejemplo se tiene la prótesis Rotaglide en la que en un estudio 4

RANAWAT C S, FLYNN W F, SADDLER S, HANSRAJ K K, MAYNARD M J. Long-Term Results of the Total Condylar Knee Arthroplasty: A 15-year survivorship study. Clin Orthop 1993; 286: 94-102. 5 MUNUERA L. Principios básicos en el diseño de las prótesis de rodilla. En: Josa Bullich S, Palacios Y Carvajal J. Cirugía de la rodilla. Barcelona: JIMS SA, 1995; p 445-456.

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donde se realizó la regularización de la rótula, el 83% de los pacientes mostró problemas patelares debido al «impingement» o pellizcamiento rotuliano que se sufría a los 70º de flexión por problemas en el diseño troclear. Un cajón intercondilar ancho con un límite anterior afilado parece empeorar la función rotuliana al dejar una troclea poco profunda y además corta por su diseño. 6 Biomecánica de la rodilla: La biomecánica es un conjunto de conocimientos derivados de la física que tienen como objetivo estudiar los efectos de las fuerzas mecánicas sobre los sistemas orgánicos de los seres vivos y sus estructuras, para predecir cambios por alteraciones y proponer métodos de intervención artificial que mejoren el desempeño 7. Se apoya en diversas ciencias biomédicas, utilizando los conocimientos de la mecánica, la ingeniería, la anatomía, la fisiología y otras disciplinas, para estudiar el comportamiento del cuerpo humano y resolver los problemas derivados de las diversas condiciones a las que puede verse sometido. Gracias a la biomecánica una gran variedad de aplicaciones incorporadas a la práctica médica han tenido lugar, desde la clásica pata de palo a las sofisticadas prótesis ortopédicas. Hoy en día es posible aplicar con éxito en los procesos que intervienen en la regulación de los sistemas, modelos matemáticos que permiten simular fenómenos muy complejos en potentes ordenadores, con el control de un gran número de parámetros o con la repetición de su comportamiento. Resulta imposible abarcar todos los aspectos en los que se está investigando respecto a las prótesis de rodilla. Los temas a abarcar son extensísimos y muy variados (geometría, congruencia, materiales, resección o no del LCP). Todos los aspectos relacionados con la rodilla no tienen, ni por asomo, una postura única ni universal. Autores como Dennis o Komistek buscan alcanzar una cinemática protésica lo más parecida a la rodilla fisiológica mientras que Uvehammer realiza la reflexión siguiente: «la cinemática requerida por una prótesis de rodilla puede no ser necesariamente la reproducida por una rodilla normal». Este simple conflicto de la cirugía protésica de rodilla, además de seguir propugnando el que la falta de conocimiento de la verdad favorezca la diversificación de opiniones, plantea problemas aun sin resolver. En la descripción de la rodilla, además de la descripción anatómica, es útil discutir también las características mecánicas de los materiales constituyentes. La articulación de la rodilla que está situada entre el extremo distal del fémur y el extremo proximal de la tibia es clasificada como una articulación sinovial. Una articulación sinovial puede ser descrita como una articulación para la transmisión de fuerza que consta de dos miembros de acoplamiento separados por un cartílago articular y lubricado por un líquido sinovial, un fluido tixotrópico, y encerrado en una cápsula fibrosa 8. La rodilla es una articulación en bisagra altamente sofisticada que une el fémur con la tibia y la rótula. Es también una unidad condilar que consiste de una estructura global que incluye, desde la parte delantera a la trasera: la tróclea, que es la extensión de los cóndilos femorales, y la rótula, que es la extensión de los cóndilos tibia1, véase la figura 3. La rodilla tiene dos grados de libertad: a) El primer grado, que implica el movimiento de flexión-extensión de una articulación de bisagra "verdadera", actuando similar al codo. b) El segundo grado, que implica movimiento de rotación y sólo es posible en la flexión. Esto puede ocurrir porque la rodilla es al mismo tiempo una articulación en bisagra 'modificada' e 'incongruente'. Es 'Modificada' porque su cresta media, que incluye la cresta posterior media de la rótula y la eminencia intercondílea, es efectivamente incompleta 9. Es "incongruente" porque sus superficies articulares encajan mal una en la otra, a pesar de la interposición de los meniscos, que juegan el papel de elementos intercalados. Una arquitectura compleja, pero sólidamente anclada y abrazada se produce por un sistema capsular, ligamentoso y muscular que es potente y altamente perfeccionado. 6

POPOVIC N, LEMAIRE R. Anterior knee pain with a posterior-stabilized mobile-bearing knee prosthesis:The effect of femoral component design. J Arthoplasty 2003; 18: 396-400. 7 William Petty, MD, Gary J. Miller, PhD, Donald L. Bartel, (2003), PhD, About the simulation of the human knee joint for walking locomotion. 8 Segal P., Marcel J., "The Knee", I st Edition, Year Book Medical Publishers, Inc., 1983. 9 Rybicki E. F., "The Role of Finite Element Modes In Orthopedics", in International Conference on Finite Element in Biomechanics, U. of Arizona, pp 21-26, 1980.

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Figura 3. Articulación de la rodilla Esto significa que la rodilla puede comportarse como un sólido y una unidad inseparable funcional, pero que es tan eficiente como vulnerable, sin duda, por las mismas razones: Es eficiente en la conciliación de dos contradicciones imperativas, la estabilidad y la movilidad (la coexistencia de dos articulaciones, el rótulo-femoral, con un grado de libertad y el tibio-femoral con dos grados), pero es vulnerable debido a la componentes capsulares y ligamentosas, que se lesiona con frecuencia. Modelo de articulación de la rodilla: Todos los modelos se clasifican en dos tipos: los modelos físicos y los modelos matemáticos. Los modelos físicos se fabrican mediante estructuras que simulan algunos aspectos del sistema real. Muy a menudo, los estudios experimentales se llevan a cabo en los modelos físicos para determinar su respuesta mecánica. Los modelos matemáticos deben satisfacer algunas leyes físicas, por ejemplo, equilibrio, y constan de un conjunto de relaciones matemáticas entre las variables del sistema junto con un método de solución. El mecanismo de cuatro barras cruzadas (variante del cuadrilátero articulado fue uno de los primeros modelos físicos y más comunes de la rodilla. Este modelo, que se muestra en la figura 4 consta de dos varillas cruzadas representando los tendones y dos de conexión que representan la tibia y el fémur.

Figura 4. Mecanismo de la rodilla Las dos varillas cruzadas tienen que tener una relación de longitud igual a la de los ligamentos cruzados anteriores y posteriores. Este simple mecanismo plano puede explicar aproximadamente la ubicación del eje de flexión-extensión, la forma de los cóndilos femorales, y el movimiento posterior de la articulación tibio-femoral, que se produce el contacto cuando ocurre la flexión de la rodilla. 10. La articulación de la rodilla es propensa a lesiones graves y al desarrollo de artrosis, ya 10

Hefzy M. S., Grood E. S., "Review of Knee Models", in Applied Mechanics Review, Vol. 41, No. 1, American Society of Mechanical Engineers, January 1988.

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que las extremidades inferiores soportan casi todo el peso del cuerpo. Aplicando la expresión de Kutzbach para el mecanismo del cuadrilátero articulado se puede hallar el grado de movilidad. En este caso se puede considerar indistintamente la tibia o el fémur como bastidor.

Donde: M – grado de movilidad L – Número de elementos del mecanismo J 1 – pares de una posibilidad de movimiento J 2 – pares de dos posibilidades de movimiento Aplicando la fórmula del grado de movilidad se puede apreciar que el grado de movilidad del mecanismo de la rodilla es igual a la unidad. Para realizar el análisis cinemático del mismo se puede acudir al método de Raven, convirtiendo al mecanismo en un polígono vectorial (ver figura 5). Haciendo uso de la ley de Grashof se puede conocer todas las variables posibles del mecanismo. Aunque este procedimiento es útil para el análisis, es poco apropiado para la síntesis, ya que el mecanismo que se utiliza para las prótesis internas de rodillas no es exactamente un cuadrilátero articulado como se verá más adelante

Figura 5. Polígono vectorial cerrado del mecanismo de la rodilla para aplicar el método de Raven. La rodilla, figura 6 está compuesta además por un conjunto de ligamentos que mantienen la estabilidad y funcionalidad de la misma. Las articulaciones se consideran como juntas mecánicas que mantienen unidos entres sí a los elementos óseos, permitiéndoles llevar a cabo los movimientos para los cuales están diseñados. El movimiento angular de los huesos se obtiene gracias al deslizamiento y al giro de las superficies cartilaginosas que se encuentran en los extremos de los huesos, lo cual se observa claramente en la articulación de la rodilla. Ésta articulación, es una de las más importantes, ya que permite el desplazamiento del cuerpo para realizar las diferentes actividades de la vida diaria. La rodilla trabaja, esencialmente, en compresión bajo la acción de la gravedad. Desde el punto de vista mecánico, la articulación de la rodilla es un caso sorprendente, ya que debe conciliar dos imperativos contradictorios: posee una gran estabilidad en extensión máxima, posición en la que la rodilla hace esfuerzos importantes debido al peso del cuerpo y a la longitud de los brazos de palanca; adquirir una gran movilidad a partir de cierto ángulo de flexión, movilidad necesaria en la carrera y para la orientación óptima del pie en relación a las irregularidades del terreno. La rodilla resuelve estas contradicciones gracias a dispositivos mecánicos extremadamente ingeniosos; sin embargo, el poco acoplamiento de las superficies, condición necesaria para una 6

buena movilidad, la expone a esguinces y luxaciones 11 .

Figura 6. Articulación de la rodilla con todos sus componentes Problemas de las prótesis internas de rodillas: La mayor complicación potencial de una prótesis total de rodilla es la infección. Puede ocurrir justo en la zona de la herida o en profundidad alrededor de la prótesis. Puede ocurrir durante el ingreso en el hospital o una vez el paciente se halla en su casa, e incluso años después de la intervención. Las infecciones superficiales de la herida se tratan con antibióticos. Las infecciones profundas requieren tratamiento quirúrgico y retirada de la prótesis. La infección puede producirse por diseminación de una infección localizada en otra parte del cuerpo. Para prevenir este tipo de infecciones, las personas portadoras de una prótesis total de rodilla deben tomar antibióticos antes de ser sometidas a manipulaciones dentales, sondajes urinarios u otros tipos de cirugía. Si se produce una infección debe ser tratada con antibióticos. Existen otras complicaciones que están directamente relacionadas con la prótesis. Aflojamiento. Es el problema mecánico más frecuente tras la implantación de una prótesis. Provoca dolor y si el aflojamiento es importante puede ser necesario sustituir la prótesis por otra. El desarrollo de nuevos métodos de fijación de la prótesis al hueso puede minimizar o eliminar este problema en el futuro. Luxación de la rótula. En importantes artrosis con grandes deformidades de la rodilla puede ocurrir que una vez colocada la prótesis la rótula se disloque. El paciente suele recolocarla espontáneamente. En algunos casos precisará una re intervención para solucionar el problema. Desgaste. Suele producirse lentamente. Puede contribuir al aflojamiento aunque raramente es necesario re operar a causa del desgaste aislado. Rotura. La rotura de los implantes es muy rara. Si ocurre será necesaria una nueva intervención. La característica más importante del movimiento de la articulación puede describirse como una combinación de deslizamiento y rodadura de los cóndilos femorales sobre el platillo tibial. La inestabilidad protésica es la tercera causa más frecuente de fallo de una prótesis total de rodilla (PTR). Entre el 10 y el 22% de las revisiones quirúrgicas se deben a esta causa. Además de factores individuales, como inestabilidades o deformidades previas, afección neuromuscular concomitante, artritis reumatoide u obesidad, las principales causas se deben a errores en la selección de la prótesis primaria o a defectos en la técnica quirúrgica, como inadecuadas resecciones óseas, no obtener un apropiado balance con espacio simétrico en extensión y flexión o producir una laxitud iatrogénica, por lo que pueden ser prevenibles. La mayoría de los casos requerirán tratamiento quirúrgico y recambio protésico. Como regla general se recomienda utilizar un modelo de prótesis con la mínima constricción necesaria para lograr la estabilidad, teniendo en cuenta que una prótesis estabilizada posterior puede solucionar una inestabilidad en flexión, 11

Ghista D. N., Roaf R., "Orthopedic Mechanics", 1st Edition, Academic Press, 1978.

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aunque no compensa una inestabilidad medio-lateral, y que si bien una prótesis altamente constreñida compensa inicialmente ambas inestabilidades, a largo plazo pueden producir complicaciones mecánicas 12 Materiales. En el siglo XVIII por primera vez se usaron en Francia alambres de latón y hierro para la fijación de las fracturas. Más tarde fue introducido el alambre de plata pero las primeras placas de metal no aparecieron hasta el año 1866 cuando Hausman usó una hoja de metal plateada para empalmar una fractura. En el año 1912. Lane y Sherman mejoraron los materiales y el diseño, usándose por primera vez el acero al vanadio. En 1926 comenzó el desarrollo de los aceros inoxidables. En 1929 los Laboratorios Austenal introdujeron las aleaciones de cromo, cobalto, y una aleación de molibdeno llamada Vitallium para uso dental. Venable y Stuck experimentaron este material para implantes ortopédicos La necesidad de la investigación básica acerca de los materiales implantables se inició cuando los médicos intentaron por primera vez colocar materiales no biológicos en el cuerpo mediante la cirugía. El Mecanismo de defensa del cuerpo en contra de los materiales extraños que se dejan dentro de él se ha observado desde los albores de la humanidad. La era de órganos artificiales, probablemente tiene su inicio cuando, a principios el hombre agarró un bastón para apoyar y cambiar su peso de un miembro lesionado. El biomaterial de implante artificial se define como "cualquier dispositivo diseñado para funcional o estéticamente sustituir, duplicar o ayudar a un órgano enfermo o incompetente, parcial, temporal o permanente y que en algún momento requiere una interfaz de material no biológicos, con tejido viable”. Las últimas cuatro palabras, 'interfaz con tejido viable', son de gran importancia en cuanto a desarrollo del biomaterial es que se trate. Cualquier dispositivo implantable diseñado para funcionar como una parte del cuerpo necesariamente debe entrar en contacto con tejido viable. La reacción del tejido al material extraño utilizado en la fabricación del dispositivo y en cualquier degradación del material del ambiente hostil presente se vuelve extremadamente importante en la selección adecuada de los materiales. Al hablar de las propiedades y cualidades específicas de los materiales a utilizar por el cirujano ortopédico, lo lógico es empezar con los metales, y posteriormente pasar a los no metálicos que tienen mayores complejidades. Comparación entre el Cementado y el «press- fit» Prácticamente nadie se plantea hoy el colocar un componente tibial de polietileno sin base de metal desde que Ewald 13 demostró la ventaja que representaba en la artroplastia de rodilla el «metal-backed» tibial. A su vez se establece en este estudio las líneas de radiotrasparencia según sectores de la prótesis que han servido de base a posteriores trabajos. Se ha demostrado que para mantener las tensiones en el platillo tibial tanto en las prótesis cementadas como en los modelos «press-fit» o impactados a presión con recubrimiento de hidroxiapatita, es necesario el uso de cuatro pivotes simétricos o dos cuchillas laterales para contrarrestar las tensiones de cizallamiento rotatorio o anteroposterior. Para evitar esfuerzos en varo-valgo y anteroposterior un vástago central de 3 a 6 cm de longitud parece favorecer la fijación inicial, aunque autores como Navarro Quilis 14 consideran este sistema como insuficiente y establecen un mejor método con un anclaje con tres finos vástagos de anclaje tibiales. En los diseños no cementados se requiere una fijación adicional con varios tornillos de esponjosa de 6’5 mm además de la quilla central. Los problemas de fijación de la tibia se deben al fenómeno denominado «micromovilidad» Este fenómeno está causado por la particular geometría del platillo tibial que provoca durante la marcha un cambio progresivo del centro de movimiento. Este cambio está implicado en las contribuciones mecánicas que favorecen el aflojamiento y que se tratan de contrarrestar con los medios de fijación que se acaban de describir y la posibilidad, además de cementado sólo tibial. Por ello el platillo tibial está sometido a un esfuerzo de tensión, compresión y rotura sobre la interfase que está en íntimo equilibrio con la micromovilidad que puede interferir (calculada en menos de 100 12

La prótesis total de rodilla inestable Rodríguez-Merchán, E.C.; García-Tovar, O.I.Published in Rev Ortp Traumatol.2009; 53(02) :113-9 - vol.53 núm 02 13 EWALD F C, JACOBS M A, MIEGEL R E, WALKER P S, POSS R, SLEDGE C B. Kinematic total knee replacement. J Bone Joint Surg (Am) 1984; 66: 1032-1040. 14 NAVARRO-QUILIS A, CARRERA L. Nuevo diseño del componente tibial en las prótesis totales de rodilla. En: Josa Bullich S, Palacios Y Carvajal J. Cirugía de la rodilla. Barcelona: JIMS SA, 1995; p 457-464.

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micras) con la osteopenetración en el poro de las prótesis no cementadas. Con ello se pueden encontrar prótesis cementadas (fémur y tibia), híbridas (sólo tibia) o no cementadas (ni fémur ni tibia). Hoy en día sigue existiendo un amplio tema de debate acerca de la conveniencia o no del cementado de la prótesis de rodilla, sobre todo en lo que se refiere al platillo tibial. Parece ser que los estudios a largo plazo no encuentran diferencias entre los dos tipos de fijación, aunque hay detractores y defensores de las dos posturas. Khaw 15 comparó un total de 501 artroplastias (277 cementadas y 224 sin cementar) encontrando una supervivencia media para los dos grupos del 95% a los 10 años. No encuentra ninguna diferencia en los resultados aunque mostrando los intervalos de confianza la posible supervivencia de las prótesis no cementadas es del 98% y el de las cementadas 90%. Esto implica 8 recambios más en las primeras por cada 100 prótesis. Concluye diciendo que si el gasto de los 8 recambios en 10 años es igual al aumento de precio de las prótesis no cementadas, no se justificaría el uso del cemento, o sea, aboga por las cementadas. Si se observa el caso de las prótesis de menisco móvil, en el caso de la LCS (DePuy) Sorrells 16 logra unos resultados del 92’4% en no cementadas y en el caso de estarlo, Callaghan 17, aunque no presenta ratios de supervivencia como tales, destaca que no ha tenido ningún caso de osteolisis o aflojamiento en una media de 9 a 12 años de seguimiento. Morgan-Jones 18 utilizando el modelo Motus (Osteo) no recoge ningún problema de esta prótesis de modelos meniscales sin cementar, indicando que el dispositivo de platillo-menisco móvil disminuye la superficie de estrés sobre la tibia, con lo que la fijación metafisaria es más estable al requerir menos solicitaciones de carga. Sin embargo, Akizuki 19 aboga por el uso de las prótesis con recubrimiento de hidroxiapatita. En su estudio con una biopsia sobre una prótesis Miller-Galante II con recubrimiento de fosfato-tricálcico, encuentra una desaparición de la interfase por la neoformación de hueso y osteointegración de la prótesis en el 77’7% de su superficie a los 2 años de haberla colocado. Tipos de Prótesis Internas de rodilla Existen distintos tipos de prótesis que difieren en función de: • La parte de la rodilla sustituida: prótesis parcial o completa (prótesis tri-compartimentales) • El modo de fijación sobre la articulación de la rodilla • El medio de estabilización de la rodilla utilizado • La movilidad de los componentes de la prótesis: meseta fija o móvil. Las prótesis tri-compartimentales son las más frecuente. Pueden utilizarse en la mayoría de las artrosis, incluso las que afectan a un sólo compartimento de la rodilla. Además, existen varios modelos y se utilizan según el estado de deformación de la rodilla, y permiten la conservación o no de los ligamentos cruzados. La elección de una de estas prótesis depende del estado de su rodilla. Puesto que cada caso es distinto, su médico es la persona más indicada para guiarle en la elección de un modelo. Los modelos de prótesis tri-compartimentales varían en función de 3 factores: • El modo de fijación a la rodilla: con cemento o sin cemento • El sistema de estabilización: Los distintos modelos permiten conservar bien los dos ligamentos cruzados, uno solo o ninguno. • La movilidad de la meseta fija o móvil. Componentes de la prótesis de articulación de rodilla La mayoría de las prótesis de reemplazo de rodilla modernas están compuestas de cuatro elementos: 15 KHAW F M, KIRK L M G, MORRIS R W, GREGG P J. A randomised, controlled trial of cemented versus cementless press-fit condylar knee replacement. Ten-year survival. J Bone Joint Surg (Br) 2002; 84:658-666. 16 SORRELLS R B. The clinical history and development of the low contact stress total knee arthroplasty.Orthopedics 2002 ; 25 (Suppl 1): 207-212 17 CALLAGHAN J J, SQUIRE N W, GOETZ D D, SULLIVAN P M, JOHNSTON R C. Cemented rotating platform total knee replacement. A nine to twelve year follow-up study. J Bone Joint Surg (Am) 2000; 82: 705-711. 18 MORGAN-JONES R L, ROGER G J, SOLIS G, PARISH E N, CROSS M J. Meniscal bearing uncemented total knee arthroplasty. J Arthroplasty 2003; 18:41-44. 19 AKIZUKI S, TAKIZAWA T, HORIUCHI H. Fixation of a hidroxiapatite-tricalcium phosphate-coated cementless knee prosthesis, clinical and radiographic evaluation seven years after surgery. J Bone Joint Surg (Br) 2003; 85: 1123-1127.

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• Un componente femoral metálico colocado en la parte inferior del fémur. Puede ir cementado al hueso o, con algunas prótesis, puede insertarse sin cemento para que los tejidos crezcan hacia el interior del revestimiento poroso del dispositivo (fijación biológica). • Un componente tibial (hueso de la espinilla), fabricado de metal y polietileno (plástico de calidad médica), cubre el extremo superior de la tibia. El metal forma la base de este componente, mientras que el polietileno va fijado a la parte superior del metal para actuar como protección y ofrecer una superficie lisa que permite el deslizamiento entre el metal de los componentes femoral y tibial. El componente tibial se fija al hueso con cemento para hueso o mediante fijación biológica. • El tercer componente, la rótula, puede ser íntegramente de polietileno o una combinación de metal y polietileno. Según qué prótesis se use, esta parte puede ir fijada con o sin cemento. • Un componente meniscal de UHMWPE colocado entre los dos componentes metálicos que hace las funciones del cartílago como se muestra en la figura 7.

Figura 7. Componentes de la prótesis de articulación de rodilla Investigaciones actuales Investigaciones realizadas recientemente sobre la rodilla, incluyen investigaciones desde el punto de vista médico y mecánico principalmente, las cuales recurren a pruebas in Vitro en rodillas humanas, análisis químicos del cartílago y simulaciones utilizando el método de los elementos finitos. Así pues, algunas investigaciones han encontrado que el cartílago articular (CA) posee una limitada capacidad de reparación, sin embargo, la causa inicial que produce el proceso de degeneración patológica es aún desconocido. El daño del cartílago por osteoartritis (OA) es inducido mecánicamente La simulación por computadora es una herramienta que ofrece la ventaja de modelar sistemas complejos y obtener resultados en poco tiempo comparados con una metodología analítica. Para el caso de la simulación del contacto entre las partes de la prótesis de articulación de rodilla, la principal ventaja es que se pueden hacer modelaciones donde se muestran las áreas más esforzadas así como las variaciones del esfuerzo al simular un ciclo de la marcha como se ve en

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la figura 6 20 A.C. Godest 21 realizó estudios sobre el esfuerzo que se presentan en el inserto de polietileno de una prótesis de articulación de rodilla sometida a un ciclo de caminata utilizando técnicas de análisis de elementos finitos. Zdenek Schroll 22 trabajó con un modelo matemático de la distribución de presión en una prótesis de articulación de rodilla. El modelo describe la distribución de presión en la parte femoral e inserto de polietileno utilizando el software matemático ABAQUS. Sus resultados muestran las áreas de mayor presión. G.M. Hamilton 23 desarrolló las expresiones del estado de esfuerzos que se genera en la superficie de contacto, para el tipo de contacto esférico, cuando se presenta un deslizamiento entre las superficies. Aplicando el criterio de falla de von Mises del máximo esfuerzo cortante, se observó que dicho esfuerzo se localiza muy cerca de la superficie de contacto, generando un estado de esfuerzos de tensión y provocando que se inicie el desgaste por delaminación.

Figura 8. Simulación mediante el Método de los elementos finitos de una prótesis de articulación de rodilla. Adrija Sharma 24 realizó pruebas a 10 pacientes con prótesis de articulación de rodilla sometidos a grandes flexiones de la pierna (hasta 120°) para conocer las fuerzas de contacto en este componente, para realizar esto, utilizó una técnica donde se registran imágenes en 2D y 3D de la articulación de la rodilla mediante las cuales se obtuvieron modelos matemáticos para condiciones estáticas. Los resultados obtenidos son graficas donde se muestra el número de veces del peso del cuerpo versus el ángulo de flexión. Los estudios que se han realizado con respecto al análisis de la fractura del inserto han sido aquellos en los que se analizan directamente los insertos dañados extraídos de pacientes 25. Un trabajo importante lo realizó Gerard 26 quien hizo estudios a prótesis de articulación de rodilla dañadas. Las prótesis fueron directamente extraídas de pacientes después de 39.5 meses de uso. El estudio se realizo a 38 hombres y 48 mujeres con una edad promedio de 65 años. Los resultados muestran las principales partes afectadas de las prótesis así como los principales modos de desgaste que llevaron al desgaste de este componente. Los principales modos de desgaste son pulido, rayado, pitting, deformación superficial, delaminación, abrasión y desgaste por partículas abrasivas. Estos modos de desgaste se ven en la figura 9. Izhak Etsion 27 muestra que el LST (Texturizado Laser Superficial) tiene diferentes ventajas: rápido, 20 M. Soncini, Finite element analysis of a knee joint replacement during a gait cycle,Journal of Applied Biomaterials & Biomechanics 2004; 2: 45-54 21 A.C. Godest, (2002), Simulation of a knee joint replacement during a gait cycle using explicit finite element analysis, Journal of Biomechanics 35 (2002) 267–275, Elsevier. 22 Zdenek Schroll, Pressure Distribution in Knee Joint Replacement, Department of Instrumentation and Control Engineering, Faculty of Mechanical Engineering, Czech Technical University in Prague. 23 G. M. Hamilton, Explicit equations for the stresses beneath a sliding spherical contact, Proc Instn Mech Engrs Vol 197C, Marzo 1983. 24 Adrija Sharma, (2007), In vivo patella femoral forces in high flexion total knee arthroplasty, Journal of Biomechanics, Elsevier. 25 Hon So, Wear mechanisms of UHMWPE for artificial knee joints in combined rolling and sliding cyclic motion 26 Gerard A. Engh, (1992), Polyethylene wear of metal backed tibial components in total and unicompartmental knee prosthesis, British editorial society of bone and joint surgery. 27 Izhak Etsion, State of the Art laser Surface Texturing. Isaac Etsion. Journal of Tribology, Vol. 127, 2005, p.p. 248-253

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cortos periodos de procesamiento, amigable con el ambiente y provee excelente control de la forma y tamaño de las cavidades permitiendo la realización de diseños óptimos. Muestra modelos teóricos con el mismo fin: reducir la fricción y el desgaste. El periodo de vida de algunas muestras con LST puede ser de hasta ocho veces mayor que las muestras que no lo tienen.

Figura 9. Tipos de desgaste de un inserto de prótesis. Todas las investigaciones referentes al texturizado de superficies se centran en el texturizado de partes metálicas donde las cavidades conservan su forma independientemente si el texturizado es mediante un proceso de maquinado o por laser. Otro aspecto importante es que los arreglos de las cavidades que mostraron un menor coeficiente de fricción y menor desgaste, fueron aquellos en los cuales se tiene una densidad de cavidades alta, es decir, el mayor número de cavidades por unidad de área. Conclusiones: La artroplastia total de rodilla es una solución para disminuir el dolor del enfermo provocado por una patología articular degenerativa, sin embargo los problemas que acarrea están creando un amplio fórum de debate en la sociedad ortopédica actual. La existencia de diferentes y muy variados modelos comerciales y la presencia de distintas modalidades de prótesis pone de manifiesto la falta de criterios unánimes al respecto. Para poder entender la biomecánica del implante es necesario primero comprender a cabalidad la biomecánica de la rodilla humana. Los patrones que se han utilizado para la fabricación de los implantes se basan en esta biomecánica y su propósito es el de lograr una rodilla no natural con el mismo funcionamiento que la fisiológica. Aun no se conoce la cinemática óptima requerida para un recambio articular protésico y que probablemente el patrón cinemático de una prótesis de rodilla no tenga por qué reproducir necesariamente el de una rodilla normal. De la amplia gama de materiales que existe se debe usar el más indicado en cada uno de los casos valorando tanto el tipo de implante como el tipo de enfermo. De todas las prótesis son las de platillos y meniscos móviles las que más importancia están tomando actualmente, debido a que su cinética se aproxima más a la real. Actualmente los esfuerzos investigativos se dividen en múltiples direcciones, desde las investigaciones cinemáticas hasta la fijación de las prótesis pasando por la realización de nuevos diseños y una selección adecuada de los materiales. La robótica con la construcción de nuevos modelos de simulación de movimiento articular permite tanto realizar estudios sobre modelos prótesicos, como sobre materiales comprobando su desgaste por cantidad de uso o sobre alteraciones hipotéticas que puedan acelerar el desgaste. Bibliografía: 1. UVEHAMMER J. Knee joint kinematics, fixation and function related to joint design in total knee arthroplasty. Acta Orthop Scad 2001; 72 (Suppl 299): 1-52. 2. CROCKARELL J R, GUYTON J L. Artroplastia de tobillo y rodilla. En: Terry-Canale S, editor. Campbell. cirugía ortopédica. Volumen 1. 10ª edicion. Madrid: Elseiver SA, 2003; p 243-313.. 12

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