La artroplastia total de la cadera ha sido uno de los hitos o avances más importantes de la cirugía ortopédica a lo largo de su historia. Desde los primeros intentos de sustituir una cadera lesionada por un elemento artificial, han sido muchos los materiales utilizados con mayor o menor éxito.

El empleo de materiales biológicos e inorgánicos se hizo popular a principios del siglo XX. Las superficies articulares de las caderas deterioradas eran contorneadas y se insertaba entre ambas superficies una capa de interposición para remodelar la articulación y así mejorar el movimiento. Para la realización de estas “artroplastias de interposición” se utilizaron inicialmente tejidos blandos periarticulares1, tejido muscular, grasa y fascia (Verneuil, 1860). Posteriormente Murphy en 1902 utilizó colgajos musculares, fascia rodeada de grasa y fascia sola como material de interposición. Loeween 1913 utilizó piel y Robert Jones en 1912 comenzó a utilizar materiales inorgánicos como láminas de oro. Incluso se utilizó submucosa de vejiga de cerdo (Baer, 1918). Putti en 1921, Campbell en 1926 y MacAusland utilizaron injertos de fascia lata como material de interposición. Los resultados de estos primeros intentos de remodelación articular eran impredecibles, siendo el dolor residual y la rigidez articular la principal causa de fracaso.

El primer gran avance en la artroplastia de cadera ocurre en 1923, cuando Smith-Petersen (Fig. 1) introdujo el concepto de “artroplastia de molde” como una alternativa a la membrana de interposición.

El procedimiento pretendía restaurar las superficies articulares dañadas mediante la exposición del hueso esponjoso en la cabeza femoral y colocación de una cúpula sobre la misma. Se eligió el cristal como material para realizar los primeros implantes, y aunque todas las cúpulas se rompían a los pocos meses, los resultados iniciales parecían esperanzadores. Se usaron nuevos materiales más resistentes y elásticos como la celulosa, la cual tuvo que ser abandonada por producir importante reacción a cuerpo extraño. Se probaron otros materiales más duraderos (pirex en 1933, baquelita en 1937) pero se desecharon debido a su fragilidad. No fue hasta el desarrollo del vitalium en 1938 cuando se dispuso de implantes de duración suficiente (Fig. 2 y 3).

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Este implante se convirtió desde finales de los años 30 hasta la introducción de la moderna artroplastia total de cadera como la referencia de reconstrucción coxofemoral. En 1957, unos años después de la muerte de Smith-Petersen, Aufranc⁵ publicó un 82% de buenos resultados en 1.000 caderas intervenidas con la copa de Vitalium de Smith-Petersen.

Los hermanos Judet desarrollaron un nuevo implante de cabeza femoral con un vastago corto introducido dentro del cuello femoral. La prótesis original de Judet fue realizada con material acrílico (metilmetacrilatotermofraguado) (Fig. 4 y 5) pero se utilizaron posteriormente otros materiales como nylon, vitalium o acero inoxidable.

En 1952 los hermanos Judet publicaron los resultados de 300 casos de su prótesis de cabeza femoral acrílica. La experiencia con este implante evidenció que la fragmentación del material acrílico con el desgaste resultante condujo a una reacción tisular intensa incluyendo destrucción ósea.

 

 

 

 

El siguiente adelanto en el desarrollo de la artroplastia de cadera consistió en el diseño de endoprótesis metálicas con vástagos medulares para la fijación esquelética. Los dos modelos más populares fueron desarrollados en Estados Unidos por Fred Thompson (Fig. 6) en 1950 y A.T. Moore (Fig. 7) en 1952.

Los vástagos más largos permitían la transmisión de las fuerzas de soporte de peso a lo largo del eje del fémur, en lugar de generar fuerzas de cizallamiento a nivel del cuello femoral como ocurría en la prótesis acrílica de los hermanos Judet. Estos nuevos dispositivos endomedulares se basaban en la fijación a presión dentro del canal medular. La prótesis de Moore presentaba una fenestración en la parte superior del vástago femoral para permitir el crecimiento óseo en su interior aumentando así su fijación ósea.

La mayor supervivencia conseguida con estas prótesis de vástago largo favoreció la aparición de otro tipo de complicaciones. Así, el mayor problema derivaba de la erosión del hueso en el lado acetabular, por lo que se desarrollaron nuevos implantes con recambio tanto del componente femoral como del acetabular. Nacía así la era de las artroplastias totales de cadera.

El primer intento de sustituir ambas superficies articulares se realizó en 1938 con la prótesis de Wiles (Fig. 8).

Este autor desarrolló una articulación metal – metal con un componente acetabular y otro femoral con un vastago corto en cuello femoral y fijado al fémur proximal con una placa. Se implantaron 8 de estas prótesis, sin que se conozcan hoy en día los resultados a largo plazo, puesto que toda la documentación se perdió durante la Segunda Guerra Mundial.

No fue sin embargo hasta los años 50 cuando se desarrollaron las endoprótesis totales. Los primeros diseños fueron los realizados por McKee y Farrar¹⁰. En el año 1953, G.K. McKee viajó de Inglaterra a Estados Unidos y se entusiasmó al ver el diseño de la prótesis de Thompson. Regresó a su país y desarrollo un diseño de cotilo sin cementar con superficie articular metálica adaptado al sistema del vástago de Thompson. Las primeras prótesis de McKee estaban hechas de acero. En 1956 se sustituyó por una aleación de cromo – cobalto. Entre los años 1956 y 1960, G.K. McKee implantó este sistema en 26 pacientes. En 1965 investigó también en el vástago de la prótesis y lanzó al mercado un diseño de cuello más delgado. La idea se desarrolló con J. Farrar. En la actualidad el sistema se conoce como prótesis de McKee-Farrar (Fig. 9).

Paralelamente a las actividades de G.K. McKee, a partir de finales de los años 50 se empezó también a trabajar en otros lugares en el desarrollo de endoprótesis totales.

En Moscú, K.M. Sivash implantó en 1959 el primer cotilo sin cementar de una articulación metal –metal (Fig.10). En un principio el material de las prótesis fue acero, pero más tarde se fabricó en cobalto. La prótesis de Sivash se implantó incluso en el sudeste de los Estados Unidos.

Ring, en Inglaterra desarrolló en 1964 un cotilo sin cementar atornillado a la pelvis, también con articulación metal – metal que combinó con una prótesis clásica de Moore (Fig. 11). La holgura entre la cabeza de la prótesis (40 mm de diámetro) y el cotilo se mejoró en 1967, lo que condujo a mejores resultados, con un índice de supervivencia de 80 % en un periodo de implantación de 17 años

Todas estas prótesis utilizaban el par metal – metal como par de fricción y en general no dieron un resultado satisfactorio, con una incidencia inaceptable de dolor y aflojamiento temprano.

El gran auge de la era moderna en la artroplastia total de cadera tiene lugar en Inglaterra gracias a los trabajos de Sir John Charnley(Fig.12). Estos fueron pioneros en todos los aspectos de la artroplastia total de cadera, incluyendo conceptos como “artroplastia de baja fricción”, alteración quirúrgica de la biomecánica de la cadera, lubricación, materiales, diseño, introducción del flujo laminar en los quirófanos etc.

Un avance fundamental fue la introducción por Charnley del cemento acrílico fraguado al frío (polimetilmetacrilato o PMMA) para la fijación al hueso de los componentes protésicos. Este sistema de fijación fue adoptado desde entonces por casi todos los cirujanos como método de fijación de los componentes protésicos.

Otro hito fue la introducción de materiales plásticos como el polietileno en el lado acetabular para la fricción con el componente metálico de la cabeza femoral, iniciándose la era del par metal – polietileno.

Charnley, al comprobar que el coeficiente de fricción de una bola de acero contra el politetrafluoretileno se aproximaba a las articulaciones normales, insertó en 1960 una prótesis de Moore y recubrió el acetábulo con una cáscara fina de teflón (Fig 13).

Más adelante cementó tanto el vástago femoral como la copa de plástico con cemento (PMMA) para fijar con seguridad los componentes en el hueso y transferir las fuerzas de un modo más uniforme.

Modificó el diseño del componente femoral y redujo el tamaño de la cabeza femoral desde los 40 mm o más de la prótesis de Moore a los 22,2 mm (7/8 de una pulgada) como esfericidad óptima para reducir la resistencia al movimiento al disminuir el momento o brazo de palanca de la fuerza de fricción. Charnley comprendió que con la cabeza más grande era menor la presión por unidad de superficie y por lo tanto menor el desgaste pero consideró más importante disminuir el par de fuerzas de fricción y empleó una pared más gruesa de copa acetabular. Objetivó la presencia de desgaste en el polietileno pero no le dio importancia, siempre que éste se mantuviese en unos límites de 0.1 mm al año.

Posteriormente, y debido al desgaste y a la reacción tisular excesiva sustituyó el politetrafluoretileno por polietileno de alta densidad (HDPE) y más adelante por polietileno de peso molecular ultra elevado (PMUE) (Fig. 14).

Este nuevo par de fricción aportó mejores resultados clínicos inmediatos que el par metal – metal utilizado hasta entonces. Como consecuencia de ello, la idea de las prótesis fabricadas totalmente de metal se abandonó prácticamente. En 1972, McKee dejó ya de implantar prótesis metal – metal. Le siguió Ring en 1979.

La artroplastia total de cadera de Charnley fue aceptada inicialmente con reservas, debidas fundamentalmente a las experiencias previas desfavorables con la cabeza femoral acrílica de Judet, y a la reacción tisular consecutiva al uso de politetrafluoretilo. Los trabajos publicados en los años 70^12,14 comunicaron casos en los que no se producía desgaste excesivo de las copas de polietileno y el alivio del dolor y la mejoría de la función articular eran espectaculares. Estudios posteriores de seguimiento a largo plazo como los referidos por Wroblewski confirman el buen resultado clínico de estas prótesis.

Actualmente, el concepto básico de Charnley de artroplastia de baja fricción y la utilización del par metal – polietileno es el estándar de la artroplastia total de cadera. Los resultados clínicos de la prótesis de Charnley son hoy día referencia obligada para evaluar el rendimiento de otras artroplastias.

Estado actual de la artroplastia total de cadera

La historia de la artroplastia total de cadera ha sido dinámica y se continúa investigando para mejorar los resultados, en especial en los pacientes más jóvenes.

En cuanto a los materiales del vástago se ha pasado del acero inoxidable a las aleaciones de cromo – cobalto, y de estas, a las de titanio, más resistentes y biocompatibles. La cabeza femoral ha modificado su tamaño, y en lugar del acero se prefiere cromo – cobalto, sin olvidar la utilización de compuestos cerámicos (aluminia o circonio). El polietileno del cotilo ha visto aumentado su peso molecular y su anclaje al acetábulo y la distribución de cargas al mismo se ha visto reforzada por una cúpula metálica (metal-back) que soporta al componente de polietileno.

Se trata también de eliminar el uso del cemento para la fijación de los componentes protésicos introduciendo nuevas técnicas de fijación como son el bloqueo mecánico (press-fit), el recubrimiento poroso del vástago para aumentar su superficie específica en un intento de que el crecimiento óseo fije el vástago (Fig.15) , y el recubrimiento de los componentes con hidroxiapatita para intentar que el tejido óseo se una químicamente a la hidroxiapatita, y que sea dicha unión la que produzca la fijación del implante.

Finalmente se han introducido nuevas técnicas para mejorar la cementación: preparación del cemento mediante centrifugación y vacío para reducir su porosidad, inyección a presión en el canal y oclusión del conducto medular para aumentar su llenado y favorecer la presurización del cemento, centrado del vástago para garantizar una correcta capa de cemento, etc.).

Conforme los avances técnicos mejoran la duración de los implantes, surgen nuevos problemas, en especial los relacionados con el desgaste de las superficies articulares. El desarrollo de nuevos materiales como las cerámicas trata de mejorar el par de fricción para disminuir este desgaste. En este sentido se están desarrollando y mejorando pares de fricción abandonados hace años como el par metal –metal.

Con el objetivo de ser más conservadores a la hora de preservar el máximo “stock” óseo posible, especialmente en pacientes más jóvenes, se están desarrollando nuevos implantes como las modernas prótesis de recubrimiento (Fig. 16), retomando la antigua idea de la prótesis de recubrimiento de Smith-Petersen, o la utilización de minivástagos femorales (Fig. 17).

 

Ante esta enorme gama de posibilidades, en el mercado han ido surgiendo multitud de prótesis de cadera cuyo número dificulta una labor de revisión cronológica de los principales desarrollos. En general, los diseños y las técnicas quirúrgicas actuales han incrementado la vida media prevista de las prótesis totales de cadera a más de 15 o 20 años. La supervivencia de los primeros diseños se conoce, pero no así de los nuevos implantes para los que el tiempo transcurrido no ha sido suficiente para presentar fracasos. Estudios clínicos demuestran que la supervivencia de estos implantes superan el 96% a los 20 años²².

Los problemas propios del inicio del desarrollo de las prótesis totales de cadera, tales como la infección y la rotura de los vástagos, han sido resueltos en su mayor parte. En la actualidad las principales preocupaciones se han hecho evidentes al aumentar la vida media de las artroplastias totales de cadera.

Con el paso del tiempo se ha visto que el desgaste de la superficie de carga y la pérdida de substrato óseo, consecuencia de la actividad osteolítica como respuesta a partículas de desgaste, es un problema que adquiere cada vez más importancia puesto que es la principal causa del aflojamiento aséptico tardío de los componentes protésicos.

Otra causa de preocupación actualmente es la osteolisis que tiene lugar alrededor de los componentes protésicos consecuencia del llamado “efecto de protección de la carga” (o stress – shielding de los autores anglosajones). Consiste en la atrofia ósea de protección como consecuencia a un mecanismo de remodelación adaptaivo del hueso frente a los cambios de tensiones producido por la utilización de vástagos femorales con módulos de elasticidad elevados. Los nuevos diseños y materiales tratan de minimizar este efecto.

Pese a estos problemas, en el momento actual podemos decir que las tasas de buenos resultados con estas técnicas son muy altas y el grado de satisfacción del paciente ante estos resultados es asimismo muy elevado.