Remodelación ósea periprotésica con vástagos femorales no cementados | Revista Española de Cirugía Ortopédica y Traumatología

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Se reconoce que la prótesis cementada ha constituido un procedimiento eficaz para la mayoría de los pacientes con artrosis de cadera. No obstante, una serie de problemas relacionados con la cementación se han puesto de manifiesto tras analizar sus resultados a largo plazo. Así, cabe enumerar: alta tasa de fracasos protésicos en pacientes menores de 50 años, cercana al 50% en los primeros 10 años;13,16,76,91 existencia de zonas de osteolisis, consecuencia de la reacción inflamatoria ante la presencia de partículas de polimetilmetacrilato (la denominada: «enfermedad del cemento»);27,36,52 y la dificultad que plantea la cirugía de revisión de este tipo de prótesis para eliminar los restos de cemento.60La constatación de estos hechos impulsaron el desarrollo de vástagos no cementados diseñados para obtener la fijación biológica. El concepto básico consistía en lograr la fijación del implante mediante el crecimiento óseo, para lo cual era indispensable mantener la estabilidad inicial del componente femoral, y un contacto íntimo con el hueso receptor.35 De esta forma, los primeros diseños que se introdujeron conseguían dicho objetivo mediante el ajuste a presión del vástago en el canal medular (press-fit), y una superficie irregular y excrecente que facilitara la aposición ósea (ingrowth). En 1971, Judet y cols37 con su prótesis de «porometal», fueron los pioneros en la utilización de este tipo de implantes. Basados en este concepto, se desarrollaron en Europa diversos modelos entre los que destacaban: el madrepórico de Lord, Mittelmeier y Zweymuller.Como alternativa a la superficie metálica rugosa, se propuso la denominada superficie de «recubrimiento poroso». Esta consistía en la superposición de varias capas de microesferas para crear pequeñas intercomunicaciones que facilitaran el crecimiento óseo (ingrowth). Su idea ha sido avalada por estudios histológicos de componentes fémorales revisados y obtenidos de autopsia, que han demostrado de manera evidente la existencia de crecimiento óseo perdurable en el interior de la superficie porosa;20 los análisis biomecánicos también ha podido comprobar, que este tipo de prótesis cuando estaba bien osteointegradas, presentaban un micromovimiento entre el implante y el hueso inferior a 40 µm al ser sometida a carga fisiológica simulada.9,23 Se ha llegado a determinar la biocompatibilidad de los materiales empleados en su fabricación, así como el tamaño óptimo del poro para permitir el crecimiento óseo, el cual debía oscilar entre 100 y 400 µ.8En base a estas investigaciones, las prótesis no cementadas de recubrimiento poroso han obtenido la aceptación de la mayoría de los cirujanos ortopédicos, pues podría llegar a constituir el sistema de fijación idóneo que garantice la duración del implante. De esta forma, se han introducido en el mercado durante los años 80 un gran número de vástagos fémorales que mostraban importantes variaciones, tanto en la forma (rectos vs anatómicos) como en la extensión de la superficie porosa (proximal vs extendida), con objeto de mejorar la estabilidad y el contacto óseo, e incrementar así, la probabilidad de crecimiento de hueso en el implante (tabla 1) (Fig. 1).<img src="129v45n01-10022092tab01.gif" width="150" height="83"></img><img src="129v45n01-10022092tab02.gif" width="150" height="83"></img> Figura 1. Diferentes diseños de vástagos femorales no cementados de uso frecuente. A: Harris-Galante (Zimmer); B: AML (De Puy); C: PCA (Howmedica); D: Mallory-Head (Biomet); E: Omnifit (Striker).Sin embargo, la evaluación de los primeros resultados con este tipo de implantes ha suscitado una serie de cuestiones, diferentes a las observadas con las prótesis cementadas, pero que pueden poner en peligro su éxito a largo plazo.26 Se ha podido determinar: 1) migración distal del componente femoral; 2) despegamiento de la superficie de recubrimiento poroso; 3) presencia de áreas de osteolisis periprotésica; y 4) aparición de signos radiológicos tempranos que sugieren la existencia de una atrofia ósea proximal. Todos estos hechos han sido objeto de intensa investigación durante la presente década, y serán discutidos en los siguientes apartados. Migración y osteolisisLa incidencia de migración temprana del vástago femoral no cementado se ha cifrado entre el 4 y el 9%.8 Se ha propuesto que un desplazamiento distal radiológico, no progresivo e inferior a 3 mm, no representa un fracaso de la prótesis, sino más bien un asentamiento de la misma en el canal femoral.61,75 Un estudio realizado mediante radiología estereofotométrica (RSA) ha puesto de manifiesto que el umbral de migración vertical, para predecir un futuro aflojamiento, sería tan solo de 1,2 mm.25 Los desplazamientos superiores a los señalados serían consecuencia de una falta de estabilidad inicial del implante, y la consiguiente ausencia de osteointegración. De hecho, la mayoría de los cambios de posición del vástago femoral están relacionadas con implantes con un tallaje inferior al que correspondería, fracturas femorales intraoperatorias, y separaciones de la superficie de recubrimiento.26,48 Parece por tanto, que la migración distal temprana del vástago obedece más a un error de técnica quirúrgica o de manufactura del material, que al concepto en sí de prótesis de recubrimiento poroso. Sin embargo, no ha sido establecida aún la causa del hundimiento tardío del implante. Recientemente, Taylor y cols86 ha sugerido, que la migración distal del vástago a medio plazo estaría provocada por un excesivo estrés, el cual sería capaz de desarrollar un fracaso por fatiga del hueso esponjoso periprotésico.La osteolisis se reconoce radiológicamente por un adelgazamiento difuso de la cortical femoral o como un lesión quística focal.35 Aunque con características diferentes a las prótesis cementadas, el problema de la osteolisis no ha quedado resuelto con los implantes de recubrimiento poroso. Una incidencia relevante de osteolisis alrededor del componente femoral se ha puesto de manifiesto con todos los diseños no cementados de uso corriente (tabla 2). Además, se ha podido demostrar, que tanto la prevalencia como el tamaño de la lesión, se incrementan con el paso del tiempo, si bien estos hechos no parecen tener un efecto evidente sobre la estabilidad del implante. Maloney y cols51 informaron de 16 pacientes con osteolisis femoral con el diseño Harris-Galante. La lesión osteolítica, en forma de erosión endostal, se localizaba en la región diafisaria del fémur, y se apreciaba radiológicamente a partir del tercer año de su implantación. Este mismo autor encontró posteriormente, con un seguimiento de 6 años, que la incidencia de osteolisis femoral se había incrementado al 52% de los casos analizados con el citado diseño54. También, Tanzer y cols84 observaron como el 86% de los casos con lesión osteolítica, ésta aumentaba de tamaño con el paso del tiempo.<img src="129v45n01-10022092tab03.gif" width="150" height="48"></img>La distribución «parcheada» de la superficie porosa, que no reviste la totalidad del perímetro de la prótesis, ha sido implicada como responsable de este patrón de osteolisis.55 Se ha informado de una prevalencia de osteolisis cercana al 40% con este tipo de diseños.15,80 Schmalzried y cols77 observaron histológicamente que la lesión osteolítica está producida por la reacción inflamatoria secundaria a la presencia de partículas de desgaste del polietileno. En base a estos hallazgos, propusieron el concepto de «espacio articular efectivo», por el cual, toda región periprotésica que no está en íntimo contacto con el hueso es accesible al fluido sinovial, y por tanto, susceptible de recibir partículas de desgaste presentes en él. Emerson Jr y cols17 han confirmado esta hipótesis, al determinar una incidencia de osteolisis cuatro veces superior cuando compararon el revestimiento parcheado con el circunferencial en un mismo diseño.Sin embargo, la osteolisis femoral no ocurre exclusivamente con los implantes de recubrimiento parcheado. Xenos y cols94 analizaron los resultados de la prótesis PCA con un seguimiento superior a 7 años. Estos encontraron una frecuencia de osteolisis del 14%, y una progresión de la lesión en el 33% de los casos. De forma similar, se han comportado otros diseños con recubrimiento poroso circunferencial, si bien todos ellos han mostrado osteolisis con un patrón diferente. Así, la lesión osteolítica se localizó preferentemente en el área trocantérica (Zonas 1 y 7 de Gruen), presentaba un aspecto quístico, y tuvo una progresión algo más lenta24,31,95. La mayoría de estudios coinciden en la escasa sintomatología que manifiesta este tipo de lesión, y en su presentación en pacientes jóvenes que desarrollan mayor actividad.11,24,31,42,94,95 Además, aunque la osteolisis fue más severa en implantes inestables, su presencia no incrementó la tasa de aflojamientos cuando la prótesis se demostró osteointegrada.42,56 Para explicar este tipo de osteolisis, Aspenberg y cols2 han implicado al aumento de presión del líquido sinovial, el cual sería capaz de provocar una necrosis del hueso esponjoso, cuya resorción provocaría la formación de canales periprotésicos. De esta forma, los problemas asociados con el polietileno continúa siendo la indicación más frecuente de cirugía de revisión en prótesis no cementadas.85 La mayoría de autores recomiendan evitar el empleo de cabezas fémorales de 32 mm, y la utilización de polietilenos de calidad y espesor adecuados.35,56,95 En un futuro habrá que analizar, sí los nuevos pares de fricción, metal o cerámica,5 serán capaces de evitar la osteolisis. Remodelación ósea adaptativa Aparte de cambios tan evidentes como la osteolisis o el hundimiento del vástago femoral, el análisis radiológico de las prótesis no cementadas ha permitido detectar una serie de signos, cuyo significado continúa siendo controvertido. Entre ellos cabe citar: líneas radiolucentes periprotésicas, redondeamiento y esponjialización del calcar, hipertrofia cortical distal, esclerosis por debajo de la punta del vástago (pedestal), ensanchamiento del canal medular, y densificación endostal adyacente a la zona de recubrimiento (puntos de soldadura). Engh y cols21 definieron el significado de estos signos radiológicos y establecieron, a partir de ellos, unos criterios que permitían definir sí la fijación de una prótesis era estable, con crecimiento óseo o fibroso, o inestable. Para estos autores, las líneas radiolucentes periprotésicas y la formación del pedestal indicarían una falta de osteointegración del implante. Por el contrario, el redondeamiento y atrofia del calcar, y la hipertrofia cortical distal, serían la expresión de fenómenos de adaptación del hueso al implante femoral (tabla 3) (Fig 2).<img src="129v45n01-10022092tab04.gif" width="150" height="48"></img>Figura 2. Presencia de signos radiológicos de remodelación ósea adaptativa en implante femoral de recubrimiento. rc: redondeamiento del calcar; h: hipertrofia cortical distal.Se ha cuestionado la validez de estos criterios cuando son aplicados a prótesis no cilíndrica.49,61 Algunos autores piensan que la estabilidad solo debe ser juzgada por el cambio de posición del vástago, y por la presencia de líneas radiolucentes en el contorno poroso del implante. Khalily y cols38 han demostrado, que la aparición en los dos primeros años de líneas radiolucentes rodeando la superficie porosa, tiene un alto valor predictivo de fracaso de la prótesis. Así, la formación de un pedestal incompleto o la existencia de líneas radiolucentes en el área distal pulida del implante, representarían también un fenómeno adaptativo consecuencia del micromovimiento y de la estimulación endóstica de la punta del implante.14,58,61,69De cualquier forma, los signos sugestivos de remodelación ósea adaptativa mencionados, y en particular la atrofia de hueso metafisario, puede ser aparente radiológicamente, pero resulta difícil de observar durante su fase temprana, y más aún, de cuantificar de forma objetiva. Se considera necesaria una disminución superior al 30% de la masa ósea para poder ser detectada por radiología convencional. Tampoco, la gammagrafía con tecnecio 99 ha demostrado su capacidad para evaluar este tipo de cambios, a pesar de su gran sensibilidad, ya que por el contrario, presenta una limitada especificidad.Estudios densitométricosEl reciente desarrollo de la densitometría de absorción de rayos X (DEXA) ha permitido cuantificar de forma objetiva la densidad mineral ósea (DMO) y los cambios adyacentes a un implante metálico (Fig 3). Pequeños cambios en la masa ósea, cercanos al 5%, pueden ser analizados usando esta técnica.44 El error de precisión se ha establecido en el 2% para las prótesis de cadera.46 Por tanto, la DEXA se considera un sistema preciso y reproducible para valorar la DMO periprotésica, que permite además, la comparación entre distintos diseños.71,72.<img src="129v45n01-10022092tab05.gif" width="150" height="48"></img><img src="129v45n01-10022092tab06.gif" width="150" height="267"></img>Figura 3. Estudio densitométrico realizado en artroplastia de cadera.Durante los años 90, se han llevado a cabo diversos estudios de DEXA con objeto de cuantificar la atrofia ósea secundaria a una artroplastia de cadera. Inicialmente, estos estudios tenían un carácter retrospectivo (transversal), valorando la perdida de masa ósea en un momento determinado de la evolución del implante, y comparándola con el fémur contralateral intacto.39,57,63,67 Sus resultados demostraron una disminución de la DMO, de entre el 20 y el 40%, con variaciones según el diseño analizado, y localizada de forma más patente en la región del trocánter menor del fémur (tabla 4). No obstante, mayor valor tienen los estudios longitudinales, capaces de mostrar la evolución de la perdida ósea periprotésica a lo largo del tiempo.89 De estas investigaciones se ha podido deducir, que el descenso de la DMO producido por el implante, no necesariamente es progresivo. La mayoría de trabajos coinciden que la mayor perdida de DMO se produce durante los primeros 6 meses desde la cirugía, y que al año, este valor se estabiliza y se mantiene constante a lo largo de su evolución.64,87,92 Solo Kiratli y cols43 han observado un discreto, pero continuo, descenso de la DMO en la zona trocantérica a lo largo de 8 años. La mayoría de autores no han encontrado una relación evidente entre el descenso de la DMO y otras variables analizadas, tales como: la edad, el peso, el diagnóstico primario, o la patología concomitante del paciente.<img src="129v45n01-10022092tab07.gif" width="150" height="267"></img>Los estudios densitométricos también ha sido realizados en fémures protetizados obtenidos de cadáveres. Utilizando este modelo, Engh y cols22 observaron una disminución del contenido mineral, tan variable como de un 7% a un 52%, en 5 pacientes con el diseño AML. Sychterz y cols83 encontraron un descenso medio del contenido mineral en el calcar del 42%, en 11 piezas fémorales portadoras de una prótesis con una duración media de 6 años. Maloney y cols,53 utilizando el mismo modelo experimental, fueron capaces de describir los cambios histomorfométricos asociados al proceso de remodelación. Estos autores observaron: adelgazamiento cortical por resorción subperióstica, descenso del contenido mineral, y reducción del área ocupada por hueso cortical, todo ello limitado de forma específica al cuadrante medial de la zona proximal del fémur.En base a los datos expuestos, se acepta que la artroplastia de recubrimiento poroso produce una remodelación ósea adaptativa, que conlleva entre otros aspectos, a la perdida de hueso de la parte proximal del fémur. Este argumento ha hecho plantearse a la comunidad ortopédica una serie de cuestiones: ¿Qué factores intervienen en su desarrollo?, ¿Como se manifiesta clínicamente?, ¿Qué consecuencias tendrá para el futuro del implante? Factores implicados en la remodelación óseaPara explicar la atrofia ósea proximal secundaria a una artroplastia de cadera se ha trabajado sobre la hipótesis de un proceso de remodelación-adaptación del hueso ante la anómala transferencia de la carga mecánica, de acuerdo a los principios de la ley de Wolff. Así, la carga sería conducida distálmente por el implante hacia la diáfisis, en vez de distribuirse por el hueso esponjoso metafisario, dando lugar a una «desfuncionalización proximal» o (Stress-Shielding).35,81 Con objeto de determinar que elementos condicionan la anormal transferencia de carga, se han evaluado tanto factores mecánicos, que implican al propio implante, como biológicos relacionados con el hueso receptor.Factores MecánicosTres características básicas definen a un vástago femoral: su diseño, el material empleado en su fabricación, y la morfología de su revestimiento poroso, tanto el tipo de recubrimiento como la extensión que ocupa sobre la superficie del implante. Cualquiera de estas características puede intervenir de forma activa en el proceso de remodelación ósea. Por este motivo, dichos aspectos ha sido ampliamente investigados desde un punto de vista: densitométrico, teórico (análisis de elementos finitos), y experimental.Los estudios clínicos de Engh y cols18,19 y experimentales de Bobyn y cols. (4), pusieron de manifiesto que la remodelación ósea adaptativa ocurría de forma más pronunciada en aquellos vástagos que tenían una superficie porosa extensa, y cuando el componente femoral implantado era de mayor tamaño (diámetro transversal > 13 mm), y por tanto más rígido. Con análisis tridimensional de elementos finitos, Skinner y cols79 encontraron una mejor transferencia de carga generada por una prótesis parcialmente recubierta, respecto al mismo diseño pero recubierto en su totalidad. Kilgus y cols39 comprobaron, mediante DEXA en pacientes, un descenso en la DMO a nivel del calcar del 35% con vástagos extensamente recubiertos, frente al 22%, cuando el revestimiento se limitaba a la región proximal. Los estudios experimentales realizados con perros han confirmado que la atrofia ósea fue ligeramente superior en los implantes con mayor superficie recubrimienta. No obstante, la intensidad de este fenómeno fue «tiempo dependiente», mayor durante los primeros 6 meses, pero similar a los implantes de revestimiento proximal a los 2 años de la cirugía, por lo cual, la extensión del recubrimiento poroso pareció tener una escasa trascendencia en el proceso de resorción ósea.81 Igualmente, el tipo de recubrimiento: microesferas, fibra metálica, o pulverización con plasma (plasma-spray), no ha influido de forma evidente en el proceso de remodelación proximal. Sumner y cols82 observaron histológicamente en un modelo experimental similar, que no existían diferencias significativas, en cuanto al crecimiento óseo en el implante, y a la remodelación adaptativa del hueso, cualquiera que fuese el tipo de recubrimiento empleado.Mayor importancia parece tener la rigidez del implante en la atrofia ósea. En un trabajo comparativo de vástagos femorales de distinta rigidez, mediante análisis de elementos finitos, Huiskes y cols34 han determinado que las prótesis más flexibles (isoelásticas con módulo de elasticidad similar al hueso cortical) reducen la carga transmitida, y la perdida proximal de hueso de un 23% a un 9%. Ang y cols1 soportaron este concepto al evaluar con DEXA dos tipos de implantes en un grupo de pacientes. Estos autores encontraron un menor descenso de la DMO en la zona trocantérica con una prótesis isoelástica, al compararla con otra de diseño convencional. Un estudio histomorfométrico realizado en perros a los que se implantó dos tipos de prótesis de distinta rigidez, permitieron a Turner y cols88 observar como las prótesis más flexibles mostraban un 50% más de hueso cortical en el área metafisaria del fémur. Sin embargo, recientemente y en un idéntico modelo experimental, Harvey y cols29 han podido comprobar que existe un «límite efectivo», por debajo del cual, el incremento en la flexibilidad del implante no puede prevenir la resorción ósea, bien por el contrario, esta flexibilidad resulta en un significativo descenso del crecimiento óseo, posiblemente al no poder lograr una adecuada estabilidad. Conjugar estabilidad y flexibilidad del implante se antoja un objetivo difícil de obtener, motivo por el cual, la remodelación ósea adaptativa a una artroplastia parece un hecho inevitable.El modo efectivo de promover la transferencia proximal de la carga desde el implante al hueso receptor, sería reducir la rigidez del vástago femoral, disminuyendo su tamaño o su módulo de elasticidad. Para conseguir este objetivo se puede actuar, tanto sobre la composición (material), como sobre la geometría (diseño) del implante. De esta forma, se ha propuesto el empleo de aleaciones de titanio (Ti), en vez de cromo-cobalto (Cr-Co), al tener este material un módulo de elasticidad inferior y más cercano al del hueso femoral. Los estudios comparativos de ambos materiales: realizados en animales de experimentación,4 con modelos tridimensionales de elementos finitos,62 y mediante DEXA en pacientes con implantes fabricados con ambos materiales,33,78 han puesto de manifiesto: la mejor trasferencia de carga a la metáfisis femoral, y una reducción significativa de la resorción ósea en el calcar, tanto desde un punto de vista histológico como densitométrico, con los implantes de aleación de Ti. Por tanto, el Ti puede constituir una alternativa válida para reducir la atrofia proximal del fémur, aunque sería necesario valorar, sí el beneficio que proporciona, justifica su mayor coste.Otra alternativa implicaría modificar la geometría del vástago, disminuyendo el área de sección transversal con objeto de aumentar su flexibilidad. Basados en este principio, se han introducido vástagos de forma cónica.5 Los estudios clínicos con estos diseños han mostrado una menor incidencia de cambios radiológicos remodelativos,50 pero no han resuelto completamente el problema de la atrofia metafisaria .66 En mi conocimiento, no existen estudios experimentales con este tipo de vástagos, que demuestren de forma evidente su capacidad para limitar la remodelación ósea adaptativa. Kiratli y cols43 encontraron una disminución del 25% en la DMO de la región proximal del fémur con una prótesis de diseño cónico (Wisconsin) al año de su implantación, escasamente inferior por tanto, a la informada con vástagos de forma cilíndrica.No obstante, estos estudios han permitido mejorar los diseños, dando lugar a la denominada «tercera generación» de prótesis.59 En la actualidad, la mayoría de los vástagos fémorales se presentan: hendidos, afilados, o acanalados en su parte distal con el fin de obtener una mayor flexibilidad, han limitado la extensión de la superficie porosa al área proximal, y han aumentado el número de tamaños disponibles con objeto de lograr una mejor estabilidad inicial. En un futuro será necesario evaluar, sí estas modificaciones consiguen el objetivo de limitar la remodelación adaptativa.Factores BiológicosPor el contrario, todos aquellos factores implicados en la remodelación ósea relacionados con el hueso receptor, apenas han sido tenidos en cuenta. En fémures protetizados obtenidos de cadáver, Engh y cols20 encontraron histológicamente como la calidad del hueso receptor influía en la cantidad de crecimiento óseo que existía en el implante. Los análisis densitométricos realizados sobre especímenes obtenidos de autopsia también han podido demostrar la influencia de la calidad ósea sobre la atrofia de hueso metafisario. Así, la perdida de DMO en el fémur receptor se correlacionaba con un menor contenido mineral inicial en el fémur contralateral.22,53,83 Igualmente, los estudios densitométricos realizados en pacientes han confirmado que la calidad del hueso receptor, en el momento de la cirugía, expresada como contenido mineral, tiene una importante influencia en la prevención del proceso de resorción ósea proximal.64,68 Queda por conocer, sin embargo, la influencia que puedan tener otros factores ligados al hueso receptor, tales como la morfología del fémur. Los estudios anatómicos han demostrado la variabilidad del fémur, y como ésta puede influir en la adecuada estabilidad que requiere el componente femoral.65,74 Bourne y cols.5 han observado clínicamente como los diseños cónicos eran menos adecuados para los fémures en forma de chimenea. Igualmente, Kobayashi y cols45 determinaron, que este tipo de fémur, era mecánicamente desfavorable para las prótesis cementadas. En base a estos datos, cabe pensar que la morfología del fémur pueda tener también una importante implicación en la remodelación ósea. Sin embargo, no existen en mi conocimiento estudios que hayan evaluado esta posibilidad. Tampoco han sido analizados otros factores dinámicos del paciente, tales como el patrón de marcha que realiza tras una artroplastia de cadera, el cual podría intervenir activamente en el proceso de resorción ósea, más sí tenemos en cuenta, las alteraciones en los parámetros de marcha que desarrollan los pacientes con coxartrosis previa a la cirugía.70 Repercusión clínicaEl dolor en muslo es un síntoma relativamente frecuente que padecen muchos de los pacientes sometidos a una artroplastia de recubrimiento poroso, motivo por el cual, se ha relacionado con el proceso de remodelación ósea adaptativa. La prevalencia de dolor en muslo oscila considerablemente según los autores y el diseño utilizado. Se ha informado de una incidencia tan variable como del 4% al 41%73 (tabla 2). La severidad del dolor en muslo tampoco ha sido correctamente definida en la literatura médica; así, el dolor moderado que aparece al inicio de la marcha no suele representar un problema clínico mayor. Algunos autores han encontrado un descenso en la prevalencia con el paso del tiempo.73,93 De esta forma, la mayoría de los datos informados no se corresponden con la verdadera incidencia de dolor incapacitante y perdurable que puede repercutir en el resultado clínico de la prótesis.59Otro aspecto controvertido acerca del dolor en muslo, viene marcado por la confusión que existe respecto a su origen.73 Entre los factores causales propuestos cabe destacar: la fijación inestable del vástago, el diferente módulo de elasticidad entre el implante y el fémur, y la irritación endostal por la punta de la prótesis. Algunos trabajos han señalado que la falta de osteointegración del implante determinaba la existencia de dolor en el muslo.10,19 Sin embargo, la mayoría de las revisiones clínicas no han encontrado una correlación evidente entre dolor en muslo y aflojamiento del componente femoral.6,56,61 Barrack y cols3 estudiaron histológicamente 6 prótesis revisadas por dolor en muslo, y en todas ellas encontraron presencia de crecimiento óseo en el implante.Igualmente, el dolor en el muslo se ha relacionado con la remodelación ósea, y la anómala transferencia de carga que soporta la diáfisis femoral ante el diferente módulo de elasticidad entre el implante y el hueso.32,30,41 De esta forma, las características protésicas, como su rigidez, condicionarían la aparición del dolor en muslo. No se han demostrado diferencias, en cuanto a la incidencia de dolor en muslo, entre diseños con distinta extensión en la superficie de recubrimiento.66 Vresilovic y cols.90 encontraron una relación significativa entre el mayor tamaño de la prótesis implantada (más rígida) y la existencia de dolor en el muslo. De aceptar este planteamiento, sería de esperar que los pacientes con buena calidad ósea portadores de prótesis pequeñas (diámetro transversal < 13 mm) no sufrirán de dolor en el muslo, pero los estudios clínicos no ha podido confirmar este hecho. Tampoco, factores ligados al paciente, como la morfología fémoral6 o la calidad ósea,56 han podido relacionarse con la presencia de dolor en muslo.El micromovimiento de la punta del implante, capaz de provocar una reacción endóstica dolorosa, también se ha propuesto como factor causante de este síntoma.28,30 Las revisiones clínicas no han podido demostrar signos radiológicos específicos, tales como formación de hueso endóstico o perióstico en el área de la punta de la prótesis, asociados de forma significativa con la presencia del dolor en el muslo.6,42,56,61,69 En un estudio realizado con DEXA, el autor71 fue incapaz de relacionar la existencia de dolor en muslo, con una evidente alteración de la DMO en la punta del vástago femoral. Así, la remodelación ósea adaptativa no parece ser un factor determinante del dolor en el muslo, ni que este proceso en sí mismo vaya a desencadenar una repercusión clínica evidente. Mientras tanto, la causa del dolor en el muslo, como síntoma asociado a las prótesis de recubrimiento poroso, continúa siendo un enigma. Consecuencias para el futuro de la prótesisLa perdida de hueso metafisario tras una artroplastia de revestimiento poroso ha creado cierta alarma, ya que este hecho podía poner en peligro la duración del implante. De esta forma, entre las posibles consecuencias atribuidas en la literatura médica a la atrofia ósea proximal cabe enumerar: 1) el incremento del dolor en el muslo, 2) la fractura del fémur o del componente femoral, 3) la perdida de fijación del implante, 4) el incremento de la prevalencia o severidad de la osteolisis, y 5) la dificultad para realizar una futura revisión.46 Sin embargo, se desconoce el efecto real que pueda tener este proceso sobre la integridad mecánica del implante a largo plazo.49La prevalencia de atrofia ósea proximal en prótesis de recubrimiento poroso apenas ha sido informada en la literatura. McAuley y cols.56 y Kronick y cols.47 con el diseño cilíndrico AML, han determinado una prevalencia de cambios radiológicos asociados a intenso stress shielding del 25 y del 9%, respectivamente. McLaughlin y cols.58 informaron de una incidencia de atrofia ósea proximal en el 15% con una prótesis de diseño cónico (Taperloc). La importante presencia de signos radiológicos de remodelación adaptativa, cualquiera que sea diseño protésico analizado, se muestra en la tabla 3. Sí comparamos los datos expuestos, con la baja incidencia informada de prótesis inestables o revisadas, resulta cuestionable la trascendencia de los cambios observados sobre la estabilidad del implante. Las revisiones clínicas han determinado una frecuencia de fracasos en vástagos de recubrimiento inferior al 10%, cuando los pacientes fueron seguidos más de 5 años (tabla 2). En esta línea, la mayoría de trabajos no han encontrado una relación estadísticamente significativa entre el aflojamiento del componente femoral y la atrofia ósea proximal.7,38,47,56,69 Bugbee y cols.7 han estudiado durante 10 años a 45 pacientes que presentaban importante stress-shielding a los 2 años de la intervención. Sus resultados pusieron de manifiesto: una incidencia de dolor en muslo similar a la serie general, una tasa de osteolisis y de revisión menor que en la serie general, y ausencia de signos radiológicos que sugerían aflojamiento de la prótesis. McAuley y cols.,56 en los 112 pacientes de su serie que presentaban marcada resorción proximal, no encontraron una mayor predisposición a la osteolisis ni al aflojamiento femoral. Este fenómeno tampoco tuvo un efecto adverso sobre el resultado funcional o la satisfacción de sus pacientes. Recientemente, se han publicado resultados clínicos referentes a vástagos de recubrimiento poroso con un seguimiento superior a 10 años (tabla 5). La limitada incidencia de fracasos del componente femoral informada con prótesis de recubrimiento poroso, permite señalar varios hechos: 1) la fijación biológica es posible con la mayoría de los diseños, 2) la remodelación ósea adaptativa ocurre con cualquier tipo de prótesis, a pesar de las diferencias existentes entre ellas, y 3) la perdida de hueso proximal no va a resultar perjudicial para el futuro a largo plazo de la artroplastia.<img src="129v45n01-10022092tab08.gif" width="150" height="37"></img> ConclusionesLas prótesis de cadera con recubrimiento poroso, propuestas para la fijación biológica, han demostrado a lo largo de la presente década que constituyen un procedimiento eficaz y duradero para el tratamiento de la coxartrosis. Sin embargo, importantes cuestiones quedan aún por resolver, entre las que cabe citar: el mecanismo íntimo causante del aflojamiento tardío del implante cuando éste se demuestra inicialmente osteointegrado, el efecto de polietilenos de mayor calidad o de los nuevos pares de fricción (metal o cerámica) para limitar la prevalencia de osteolisis, el efecto de los nuevos diseños que constituyen la denominada tercera generación sobre la prevención de la remodelación ósea adaptativa, la influencia de otros factores relacionados con hueso receptor en el desarrollo de la desfuncionalización proximal del fémur, y finalmente, la identificación de la causa del dolor en el muslo asociada al reemplazo protésico no cementado.Se ha podido demostrar, que la remodelación ósea periprotésica secundaria a la anómala transmisión de la carga mecánica, resulta inevitable, pero no por ello perjudicial para la estabilidad del implante. No obstante, parece lógico incidir en su prevención hasta no tener un mayor conocimiento de las cuestiones pendientes. A la espera de nuevos materiales y diseños que mejoren la biomecánica del implante, pensamos que la única forma de limitar la prevalencia y la severidad de los cambios remodelativos pasa por una correcta selección de los pacientes, y una adecuada planificación preoperatoria, que tenga en cuenta, además de la edad, la morfología femoral, la calidad ósea, y la demanda de actividad física, a la hora de elegir el tipo de implante más apropiado para «cada paciente» entre las distintas posibilidades que ofrece el mercado." 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La osteolisis periprotésica ha demostrado una prevalencia creciente con el paso del tiempo, y constituye la causa más frecuente de revisión de este tipo de prótesis. Los estudios densitométricos también han permitido confirmar la existencia de una atrofia cortical metafisaria, asociada a una transmisión anómala de la carga mecánica a través del implante. Ante esta situación, se han planteado una serie de cuestiones, objeto de intensa discusión durante la presente década. Se analizan en detalle todos aquellos factores que pueden intervenir en el proceso de remodelación, tanto mecánicos, que implican al diseño, material, y tipo de recubrimiento del componente femoral, como biológicos relacionados con el hueso receptor. Igualmente, se evalúa la repercusión clínica que pueda tener este proceso, y en particular, la relación con el dolor en el muslo que desarrollan algunos pacientes; así como las consecuencias que puedan derivarse del mismo para la estabilidad mecánica de la prótesis. Se concluye que los cambios óseos asociados a la remodelación adaptativa resultan inevitables, pero no por ello perjudiciales para el futuro del implante, si bien cabe incidir en su prevención mediante una adecuada planificación preoperatoria y selección de los pacientes." ] "en" => array:1 [ "resumen" => "Porous-coated hip prostheses were developed to improve biological fixation and have been an effective and lasting procedure for the treatment of coxarthrosis. Nonetheless, problems have been encountered in a long-term clinical evaluation. The prevalence of periprosthetic osteolysis increases with time and is the most frequent cause for revision surgery in this type of prosthesis. Densitometric studies have revealed the existence of metaphyseal cortical atrophy associated with an anomalous distribution of the mechanical load on the implant. In view of this situation, a series of questions have been debated over the last decade. We made a detailed analysis of the factors that can be involved in the remodeling process, including mechanical factors related with the design, material, and surface type of the femoral component, and biological factors related with the receptor bone. The clinical effects of the remodeling process are evaluated, particularly its relation with the thigh pain that some patients experience and its effect on the mechanical stability of the prosthesis. It is concluded that bone changes are inevitably associated with adaptive remodeling, but do not necessarily compromise the future of the implant. 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Estadísticas

Remodelación ósea periprotésica con vástagos femorales no cementados

Periprosthetic remodeling with uncemented femoral stems

M A. Plasencia Arribaa

a Servicio de Cirugía Ortopédica y Traumatología. Hospital Universitario «Príncipe de Asturias». Alcalá de Henares. Madrid.

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No obstante&#44; una serie de problemas relacionados con la cementaci&#243;n se han puesto de manifiesto tras analizar sus resultados a largo plazo&#46; As&#237;&#44; cabe enumerar&#58; alta tasa de fracasos prot&#233;sicos en pacientes menores de 50 a&#241;os&#44; cercana al 50&#37; en los primeros 10 a&#241;os&#59;<span class="elsevierStyleSup">13&#44;16&#44;76&#44;91</span> existencia de zonas de osteolisis&#44; consecuencia de la reacci&#243;n inflamatoria ante la presencia de part&#237;culas de polimetilmetacrilato &#40;la denominada&#58; &#171;enfermedad del cemento&#187;&#41;&#59;<span class="elsevierStyleSup">27&#44;36&#44;52</span> y la dificultad que plantea la cirug&#237;a de revisi&#243;n de este tipo de pr&#243;tesis para eliminar los restos de cemento&#46;<span class="elsevierStyleSup">60</span></p><p class="elsevierStylePara">La constataci&#243;n de estos hechos impulsaron el desarrollo de v&#225;stagos no cementados dise&#241;ados para obtener la <span class="elsevierStyleItalic"> fijaci&#243;n biol&#243;gica</span>&#46; El concepto b&#225;sico consist&#237;a en lograr la fijaci&#243;n del implante mediante el crecimiento &#243;seo&#44; para lo cual era indispensable mantener la estabilidad inicial del componente femoral&#44; y un contacto &#237;ntimo con el hueso receptor&#46;<span class="elsevierStyleSup">35</span> De esta forma&#44; los primeros dise&#241;os que se introdujeron consegu&#237;an dicho objetivo mediante el ajuste a presi&#243;n del v&#225;stago en el canal medular &#40;<span class="elsevierStyleItalic">press-fit</span>&#41;&#44; y una superficie irregular y excrecente que facilitara la aposici&#243;n &#243;sea &#40;<span class="elsevierStyleItalic">ingrowth</span>&#41;&#46; En 1971&#44; Judet y cols<span class="elsevierStyleSup">37</span> con su pr&#243;tesis de &#171;porometal&#187;&#44; fueron los pioneros en la utilizaci&#243;n de este tipo de implantes&#46; Basados en este concepto&#44; se desarrollaron en Europa diversos modelos entre los que destacaban&#58; el madrep&#243;rico de Lord&#44; Mittelmeier y Zweymuller&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Como alternativa a la superficie met&#225;lica rugosa&#44; se propuso la denominada superficie de &#171;recubrimiento poroso&#187;&#46; Esta consist&#237;a en la superposici&#243;n de varias capas de microesferas para crear peque&#241;as intercomunicaciones que facilitaran el crecimiento &#243;seo &#40;<span class="elsevierStyleItalic">ingrowth</span>&#41;&#46; Su idea ha sido avalada por estudios histol&#243;gicos de componentes f&#233;morales revisados y obtenidos de autopsia&#44; que han demostrado de manera evidente la existencia de crecimiento &#243;seo perdurable en el interior de la superficie porosa&#59;<span class="elsevierStyleSup">20</span> los an&#225;lisis biomec&#225;nicos tambi&#233;n ha podido comprobar&#44; que este tipo de pr&#243;tesis cuando estaba bien osteointegradas&#44; presentaban un micromovimiento entre el implante y el hueso inferior a 40 &#181;m al ser sometida a carga fisiol&#243;gica simulada&#46;<span class="elsevierStyleSup">9&#44;23</span> Se ha llegado a determinar la biocompatibilidad de los materiales empleados en su fabricaci&#243;n&#44; as&#237; como el tama&#241;o &#243;ptimo del poro para permitir el crecimiento &#243;seo&#44; el cual deb&#237;a oscilar entre 100 y 400 &#181;&#46;<span class="elsevierStyleSup">8</span></p><p class="elsevierStylePara">En base a estas investigaciones&#44; las pr&#243;tesis no cementadas de recubrimiento poroso han obtenido la aceptaci&#243;n de la mayor&#237;a de los cirujanos ortop&#233;dicos&#44; pues podr&#237;a llegar a constituir el sistema de fijaci&#243;n id&#243;neo que garantice la duraci&#243;n del implante&#46; De esta forma&#44; se han introducido en el mercado durante los a&#241;os 80 un gran n&#250;mero de v&#225;stagos f&#233;morales que mostraban importantes variaciones&#44; tanto en la forma &#40;rectos <span class="elsevierStyleItalic">vs</span> anat&#243;micos&#41; como en la extensi&#243;n de la superficie porosa &#40;proximal <span class="elsevierStyleItalic">vs</span> extendida&#41;&#44; con objeto de mejorar la estabilidad y el contacto &#243;seo&#44; e incrementar as&#237;&#44; la probabilidad de crecimiento de hueso en el implante &#40;tabla 1&#41; &#40;Fig&#46; 1&#41;&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><img src="129v45n01-10022092tab01.gif" width="150" height="83"></img></p><p class="elsevierStylePara"><img src="129v45n01-10022092tab02.gif" width="150" height="83"></img></p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"> Figura 1&#46;</span> Diferentes dise&#241;os de v&#225;stagos femorales no cementados de uso frecuente&#46; A&#58; Harris-Galante &#40;Zimmer&#41;&#59; B&#58; AML &#40;De Puy&#41;&#59; C&#58; PCA &#40;Howmedica&#41;&#59; D&#58; Mallory-Head &#40;Biomet&#41;&#59; E&#58; Omnifit &#40;Striker&#41;&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Sin embargo&#44; la evaluaci&#243;n de los primeros resultados con este tipo de implantes ha suscitado una serie de cuestiones&#44; diferentes a las observadas con las pr&#243;tesis cementadas&#44; pero que pueden poner en peligro su &#233;xito a largo plazo&#46;<span class="elsevierStyleSup">26</span> Se ha podido determinar&#58; <span class="elsevierStyleItalic">1&#41;</span> migraci&#243;n distal del componente femoral&#59; <span class="elsevierStyleItalic">2&#41;</span> despegamiento de la superficie de recubrimiento poroso&#59; <span class="elsevierStyleItalic">3&#41;</span> presencia de &#225;reas de osteolisis periprot&#233;sica&#59; y <span class="elsevierStyleItalic">4&#41;</span> aparici&#243;n de signos radiol&#243;gicos tempranos que sugieren la existencia de una atrofia &#243;sea proximal&#46; Todos estos hechos han sido objeto de intensa investigaci&#243;n durante la presente d&#233;cada&#44; y ser&#225;n discutidos en los siguientes apartados&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"> Migraci&#243;n y osteolisis</span></p><p class="elsevierStylePara">La incidencia de migraci&#243;n temprana del v&#225;stago femoral no cementado se ha cifrado entre el 4 y el 9&#37;&#46;<span class="elsevierStyleSup">8</span> Se ha propuesto que un desplazamiento distal radiol&#243;gico&#44; no progresivo e inferior a 3 mm&#44; no representa un fracaso de la pr&#243;tesis&#44; sino m&#225;s bien un asentamiento de la misma en el canal femoral&#46;<span class="elsevierStyleSup">61&#44;75</span> Un estudio realizado mediante radiolog&#237;a estereofotom&#233;trica &#40;RSA&#41; ha puesto de manifiesto que el umbral de migraci&#243;n vertical&#44; para predecir un futuro aflojamiento&#44; ser&#237;a tan solo de 1&#44;2 mm&#46;<span class="elsevierStyleSup">25</span> Los desplazamientos superiores a los se&#241;alados ser&#237;an consecuencia de una falta de estabilidad inicial del implante&#44; y la consiguiente ausencia de osteointegraci&#243;n&#46; De hecho&#44; la mayor&#237;a de los cambios de posici&#243;n del v&#225;stago femoral est&#225;n relacionadas con implantes con un tallaje inferior al que corresponder&#237;a&#44; fracturas femorales intraoperatorias&#44; y separaciones de la superficie de recubrimiento&#46;<span class="elsevierStyleSup">26&#44;48</span> Parece por tanto&#44; que la migraci&#243;n distal temprana del v&#225;stago obedece m&#225;s a un error de t&#233;cnica quir&#250;rgica o de manufactura del material&#44; que al concepto en s&#237; de pr&#243;tesis de recubrimiento poroso&#46; Sin embargo&#44; no ha sido establecida a&#250;n la causa del hundimiento tard&#237;o del implante&#46; Recientemente&#44; Taylor y cols<span class="elsevierStyleSup">86</span> ha sugerido&#44; que la migraci&#243;n distal del v&#225;stago a medio plazo estar&#237;a provocada por un excesivo estr&#233;s&#44; el cual ser&#237;a capaz de desarrollar un fracaso por fatiga del hueso esponjoso periprot&#233;sico&#46;</p><p class="elsevierStylePara">La osteolisis se reconoce radiol&#243;gicamente por un adelgazamiento difuso de la cortical femoral o como un lesi&#243;n qu&#237;stica focal&#46;<span class="elsevierStyleSup">35</span> Aunque con caracter&#237;sticas diferentes a las pr&#243;tesis cementadas&#44; el problema de la osteolisis no ha quedado resuelto con los implantes de recubrimiento poroso&#46; Una incidencia relevante de osteolisis alrededor del componente femoral se ha puesto de manifiesto con todos los dise&#241;os no cementados de uso corriente &#40;tabla 2&#41;&#46; Adem&#225;s&#44; se ha podido demostrar&#44; que tanto la prevalencia como el tama&#241;o de la lesi&#243;n&#44; se incrementan con el paso del tiempo&#44; si bien estos hechos no parecen tener un efecto evidente sobre la estabilidad del implante&#46; Maloney y cols<span class="elsevierStyleSup">51</span> informaron de 16 pacientes con osteolisis femoral con el dise&#241;o Harris-Galante&#46; La lesi&#243;n osteol&#237;tica&#44; en forma de erosi&#243;n endostal&#44; se localizaba en la regi&#243;n diafisaria del f&#233;mur&#44; y se apreciaba radiol&#243;gicamente a partir del tercer a&#241;o de su implantaci&#243;n&#46; Este mismo autor encontr&#243; posteriormente&#44; con un seguimiento de 6 a&#241;os&#44; que la incidencia de osteolisis femoral se hab&#237;a incrementado al 52&#37; de los casos analizados con el citado dise&#241;o<span class="elsevierStyleSup">54</span>&#46; Tambi&#233;n&#44; Tanzer y cols<span class="elsevierStyleSup">84</span> observaron como el 86&#37; de los casos con lesi&#243;n osteol&#237;tica&#44; &#233;sta aumentaba de tama&#241;o con el paso del tiempo&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><img src="129v45n01-10022092tab03.gif" width="150" height="48"></img></p><p class="elsevierStylePara">La distribuci&#243;n &#171;parcheada&#187; de la superficie porosa&#44; que no reviste la totalidad del per&#237;metro de la pr&#243;tesis&#44; ha sido implicada como responsable de este patr&#243;n de osteolisis&#46;<span class="elsevierStyleSup">55</span> Se ha informado de una prevalencia de osteolisis cercana al 40&#37; con este tipo de dise&#241;os&#46;<span class="elsevierStyleSup">15&#44;80</span> Schmalzried y cols<span class="elsevierStyleSup">77</span> observaron histol&#243;gicamente que la lesi&#243;n osteol&#237;tica est&#225; producida por la reacci&#243;n inflamatoria secundaria a la presencia de part&#237;culas de desgaste del polietileno&#46; En base a estos hallazgos&#44; propusieron el concepto de &#171;<span class="elsevierStyleItalic">espacio articular efectivo</span>&#187;&#44; por el cual&#44; toda regi&#243;n periprot&#233;sica que no est&#225; en &#237;ntimo contacto con el hueso es accesible al fluido sinovial&#44; y por tanto&#44; susceptible de recibir part&#237;culas de desgaste presentes en &#233;l&#46; Emerson Jr y cols<span class="elsevierStyleSup">17</span> han confirmado esta hip&#243;tesis&#44; al determinar una incidencia de osteolisis cuatro veces superior cuando compararon el revestimiento parcheado con el circunferencial en un mismo dise&#241;o&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Sin embargo&#44; la osteolisis femoral no ocurre exclusivamente con los implantes de recubrimiento parcheado&#46; Xenos y cols<span class="elsevierStyleSup">94</span> analizaron los resultados de la pr&#243;tesis PCA con un seguimiento superior a 7 a&#241;os&#46; Estos encontraron una frecuencia de osteolisis del 14&#37;&#44; y una progresi&#243;n de la lesi&#243;n en el 33&#37; de los casos&#46; De forma similar&#44; se han comportado otros dise&#241;os con recubrimiento poroso circunferencial&#44; si bien todos ellos han mostrado osteolisis con un patr&#243;n diferente&#46; As&#237;&#44; la lesi&#243;n osteol&#237;tica se localiz&#243; preferentemente en el &#225;rea trocant&#233;rica &#40;Zonas 1 y 7 de Gruen&#41;&#44; presentaba un aspecto qu&#237;stico&#44; y tuvo una progresi&#243;n algo m&#225;s lenta<span class="elsevierStyleSup">24&#44;31&#44;95</span>&#46; La mayor&#237;a de estudios coinciden en la escasa sintomatolog&#237;a que manifiesta este tipo de lesi&#243;n&#44; y en su presentaci&#243;n en pacientes j&#243;venes que desarrollan mayor actividad&#46;<span class="elsevierStyleSup">11&#44;24&#44;31&#44;42&#44;94&#44;95</span> Adem&#225;s&#44; aunque la osteolisis fue m&#225;s severa en implantes inestables&#44; su presencia no increment&#243; la tasa de aflojamientos cuando la pr&#243;tesis se demostr&#243; osteointegrada&#46;<span class="elsevierStyleSup">42&#44;56</span> Para explicar este tipo de osteolisis&#44; Aspenberg y cols<span class="elsevierStyleSup">2</span> han implicado al aumento de presi&#243;n del l&#237;quido sinovial&#44; el cual ser&#237;a capaz de provocar una necrosis del hueso esponjoso&#44; cuya resorci&#243;n provocar&#237;a la formaci&#243;n de canales periprot&#233;sicos&#46; De esta forma&#44; los problemas asociados con el polietileno contin&#250;a siendo la indicaci&#243;n m&#225;s frecuente de cirug&#237;a de revisi&#243;n en pr&#243;tesis no cementadas&#46;<span class="elsevierStyleSup">85</span> La mayor&#237;a de autores recomiendan evitar el empleo de cabezas f&#233;morales de 32 mm&#44; y la utilizaci&#243;n de polietilenos de calidad y espesor adecuados&#46;<span class="elsevierStyleSup">35&#44;56&#44;95</span> En un futuro habr&#225; que analizar&#44; s&#237; los nuevos pares de fricci&#243;n&#44; metal o cer&#225;mica&#44;<span class="elsevierStyleSup">5</span> ser&#225;n capaces de evitar la osteolisis&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"> Remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa</span></p><p class="elsevierStylePara"> Aparte de cambios tan evidentes como la osteolisis o el hundimiento del v&#225;stago femoral&#44; el an&#225;lisis radiol&#243;gico de las pr&#243;tesis no cementadas ha permitido detectar una serie de signos&#44; cuyo significado contin&#250;a siendo controvertido&#46; Entre ellos cabe citar&#58; l&#237;neas radiolucentes periprot&#233;sicas&#44; redondeamiento y esponjializaci&#243;n del calcar&#44; hipertrofia cortical distal&#44; esclerosis por debajo de la punta del v&#225;stago &#40;pedestal&#41;&#44; ensanchamiento del canal medular&#44; y densificaci&#243;n endostal adyacente a la zona de recubrimiento &#40;puntos de soldadura&#41;&#46; Engh y cols<span class="elsevierStyleSup">21</span> definieron el significado de estos signos radiol&#243;gicos y establecieron&#44; a partir de ellos&#44; unos criterios que permit&#237;an definir s&#237; la fijaci&#243;n de una pr&#243;tesis era estable&#44; con crecimiento &#243;seo o fibroso&#44; o inestable&#46; Para estos autores&#44; las l&#237;neas radiolucentes periprot&#233;sicas y la formaci&#243;n del pedestal indicar&#237;an una falta de osteointegraci&#243;n del implante&#46; Por el contrario&#44; el redondeamiento y atrofia del calcar&#44; y la hipertrofia cortical distal&#44; ser&#237;an la expresi&#243;n de fen&#243;menos de adaptaci&#243;n del hueso al implante femoral &#40;tabla 3&#41; &#40;Fig 2&#41;&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><img src="129v45n01-10022092tab04.gif" width="150" height="48"></img></p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold">Figura 2&#46;</span> Presencia de signos radiol&#243;gicos de remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa en implante femoral de recubrimiento&#46; rc&#58; redondeamiento del calcar&#59; h&#58; hipertrofia cortical distal&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Se ha cuestionado la validez de estos criterios cuando son aplicados a pr&#243;tesis no cil&#237;ndrica&#46;<span class="elsevierStyleSup">49&#44;61</span> Algunos autores piensan que la estabilidad solo debe ser juzgada por el cambio de posici&#243;n del v&#225;stago&#44; y por la presencia de l&#237;neas radiolucentes en el contorno poroso del implante&#46; Khalily y cols<span class="elsevierStyleSup">38</span> han demostrado&#44; que la aparici&#243;n en los dos primeros a&#241;os de l&#237;neas radiolucentes rodeando la superficie porosa&#44; tiene un alto valor predictivo de fracaso de la pr&#243;tesis&#46; As&#237;&#44; la formaci&#243;n de un pedestal incompleto o la existencia de l&#237;neas radiolucentes en el &#225;rea distal pulida del implante&#44; representar&#237;an tambi&#233;n un fen&#243;meno adaptativo consecuencia del micromovimiento y de la estimulaci&#243;n end&#243;stica de la punta del implante&#46;<span class="elsevierStyleSup">14&#44;58&#44;61&#44;69</span></p><p class="elsevierStylePara">De cualquier forma&#44; los signos sugestivos de remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa mencionados&#44; y en particular la atrofia de hueso metafisario&#44; puede ser aparente radiol&#243;gicamente&#44; pero resulta dif&#237;cil de observar durante su fase temprana&#44; y m&#225;s a&#250;n&#44; de cuantificar de forma objetiva&#46; Se considera necesaria una disminuci&#243;n superior al 30&#37; de la masa &#243;sea para poder ser detectada por radiolog&#237;a convencional&#46; Tampoco&#44; la gammagraf&#237;a con tecnecio 99 ha demostrado su capacidad para evaluar este tipo de cambios&#44; a pesar de su gran sensibilidad&#44; ya que por el contrario&#44; presenta una limitada especificidad&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleItalic">Estudios densitom&#233;tricos</span></p><p class="elsevierStylePara">El reciente desarrollo de la densitometr&#237;a de absorci&#243;n de rayos X &#40;DEXA&#41; ha permitido cuantificar de forma objetiva la densidad mineral &#243;sea &#40;DMO&#41; y los cambios adyacentes a un implante met&#225;lico &#40;Fig 3&#41;&#46; Peque&#241;os cambios en la masa &#243;sea&#44; cercanos al 5&#37;&#44; pueden ser analizados usando esta t&#233;cnica&#46;<span class="elsevierStyleSup">44</span> El error de precisi&#243;n se ha establecido en el 2&#37; para las pr&#243;tesis de cadera&#46;<span class="elsevierStyleSup">46</span> Por tanto&#44; la DEXA se considera un sistema preciso y reproducible para valorar la DMO periprot&#233;sica&#44; que permite adem&#225;s&#44; la comparaci&#243;n entre distintos dise&#241;os&#46;<span class="elsevierStyleSup">71&#44;72</span>&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><img src="129v45n01-10022092tab05.gif" width="150" height="48"></img></p><p class="elsevierStylePara"><img src="129v45n01-10022092tab06.gif" width="150" height="267"></img></p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold">Figura 3&#46;</span> Estudio densitom&#233;trico realizado en artroplastia de cadera&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Durante los a&#241;os 90&#44; se han llevado a cabo diversos estudios de DEXA con objeto de cuantificar la atrofia &#243;sea secundaria a una artroplastia de cadera&#46; Inicialmente&#44; estos estudios ten&#237;an un car&#225;cter retrospectivo &#40;transversal&#41;&#44; valorando la perdida de masa &#243;sea en un momento determinado de la evoluci&#243;n del implante&#44; y compar&#225;ndola con el f&#233;mur contralateral intacto&#46;<span class="elsevierStyleSup">39&#44;57&#44;63&#44;67</span> Sus resultados demostraron una disminuci&#243;n de la DMO&#44; de entre el 20 y el 40&#37;&#44; con variaciones seg&#250;n el dise&#241;o analizado&#44; y localizada de forma m&#225;s patente en la regi&#243;n del troc&#225;nter menor del f&#233;mur &#40;tabla 4&#41;&#46; No obstante&#44; mayor valor tienen los estudios longitudinales&#44; capaces de mostrar la evoluci&#243;n de la perdida &#243;sea periprot&#233;sica a lo largo del tiempo&#46;<span class="elsevierStyleSup">89</span> De estas investigaciones se ha podido deducir&#44; que el descenso de la DMO producido por el implante&#44; no necesariamente es progresivo&#46; La mayor&#237;a de trabajos coinciden que la mayor perdida de DMO se produce durante los primeros 6 meses desde la cirug&#237;a&#44; y que al a&#241;o&#44; este valor se estabiliza y se mantiene constante a lo largo de su evoluci&#243;n&#46;<span class="elsevierStyleSup">64&#44;87&#44;92</span> Solo Kiratli y cols<span class="elsevierStyleSup">43</span> han observado un discreto&#44; pero continuo&#44; descenso de la DMO en la zona trocant&#233;rica a lo largo de 8 a&#241;os&#46; La mayor&#237;a de autores no han encontrado una relaci&#243;n evidente entre el descenso de la DMO y otras variables analizadas&#44; tales como&#58; la edad&#44; el peso&#44; el diagn&#243;stico primario&#44; o la patolog&#237;a concomitante del paciente&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><img src="129v45n01-10022092tab07.gif" width="150" height="267"></img></p><p class="elsevierStylePara">Los estudios densitom&#233;tricos tambi&#233;n ha sido realizados en f&#233;mures protetizados obtenidos de cad&#225;veres&#46; Utilizando este modelo&#44; Engh y cols<span class="elsevierStyleSup">22</span> observaron una disminuci&#243;n del contenido mineral&#44; tan variable como de un 7&#37; a un 52&#37;&#44; en 5 pacientes con el dise&#241;o AML&#46; Sychterz y cols<span class="elsevierStyleSup">83</span> encontraron un descenso medio del contenido mineral en el calcar del 42&#37;&#44; en 11 piezas f&#233;morales portadoras de una pr&#243;tesis con una duraci&#243;n media de 6 a&#241;os&#46; Maloney y cols&#44;<span class="elsevierStyleSup">53</span> utilizando el mismo modelo experimental&#44; fueron capaces de describir los cambios histomorfom&#233;tricos asociados al proceso de remodelaci&#243;n&#46; Estos autores observaron&#58; adelgazamiento cortical por resorci&#243;n subperi&#243;stica&#44; descenso del contenido mineral&#44; y reducci&#243;n del &#225;rea ocupada por hueso cortical&#44; todo ello limitado de forma espec&#237;fica al cuadrante medial de la zona proximal del f&#233;mur&#46;</p><p class="elsevierStylePara">En base a los datos expuestos&#44; se acepta que la artroplastia de recubrimiento poroso produce una remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa&#44; que conlleva entre otros aspectos&#44; a la perdida de hueso de la parte proximal del f&#233;mur&#46; Este argumento ha hecho plantearse a la comunidad ortop&#233;dica una serie de cuestiones&#58; &#191;Qu&#233; factores intervienen en su desarrollo&#63;&#44; &#191;Como se manifiesta cl&#237;nicamente&#63;&#44; &#191;Qu&#233; consecuencias tendr&#225; para el futuro del implante&#63;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"> Factores implicados en la remodelaci&#243;n &#243;sea</span></p><p class="elsevierStylePara">Para explicar la atrofia &#243;sea proximal secundaria a una artroplastia de cadera se ha trabajado sobre la hip&#243;tesis de un proceso de remodelaci&#243;n-adaptaci&#243;n del hueso ante la an&#243;mala transferencia de la carga mec&#225;nica&#44; de acuerdo a los principios de la ley de Wolff&#46; As&#237;&#44; la carga ser&#237;a conducida dist&#225;lmente por el implante hacia la di&#225;fisis&#44; en vez de distribuirse por el hueso esponjoso metafisario&#44; dando lugar a una &#171;desfuncionalizaci&#243;n proximal&#187; o &#40;<span class="elsevierStyleItalic">Stress-Shielding</span>&#41;&#46;<span class="elsevierStyleSup">35&#44;81</span> Con objeto de determinar que elementos condicionan la anormal transferencia de carga&#44; se han evaluado tanto factores mec&#225;nicos&#44; que implican al propio implante&#44; como biol&#243;gicos relacionados con el hueso receptor&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleItalic">Factores Mec&#225;nicos</span></p><p class="elsevierStylePara">Tres caracter&#237;sticas b&#225;sicas definen a un v&#225;stago femoral&#58; su dise&#241;o&#44; el material empleado en su fabricaci&#243;n&#44; y la morfolog&#237;a de su revestimiento poroso&#44; tanto el tipo de recubrimiento como la extensi&#243;n que ocupa sobre la superficie del implante&#46; Cualquiera de estas caracter&#237;sticas puede intervenir de forma activa en el proceso de remodelaci&#243;n &#243;sea&#46; Por este motivo&#44; dichos aspectos ha sido ampliamente investigados desde un punto de vista&#58; densitom&#233;trico&#44; te&#243;rico &#40;an&#225;lisis de elementos finitos&#41;&#44; y experimental&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Los estudios cl&#237;nicos de Engh y cols<span class="elsevierStyleSup">18&#44;19</span> y experimentales de Bobyn y cols&#46; &#40;4&#41;&#44; pusieron de manifiesto que la remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa ocurr&#237;a de forma m&#225;s pronunciada en aquellos v&#225;stagos que ten&#237;an una superficie porosa extensa&#44; y cuando el componente femoral implantado era de mayor tama&#241;o &#40;di&#225;metro transversal &#62; 13 mm&#41;&#44; y por tanto m&#225;s r&#237;gido&#46; Con an&#225;lisis tridimensional de elementos finitos&#44; Skinner y cols<span class="elsevierStyleSup">79</span> encontraron una mejor transferencia de carga generada por una pr&#243;tesis parcialmente recubierta&#44; respecto al mismo dise&#241;o pero recubierto en su totalidad&#46; Kilgus y cols<span class="elsevierStyleSup">39</span> comprobaron&#44; mediante DEXA en pacientes&#44; un descenso en la DMO a nivel del calcar del 35&#37; con v&#225;stagos extensamente recubiertos&#44; frente al 22&#37;&#44; cuando el revestimiento se limitaba a la regi&#243;n proximal&#46; Los estudios experimentales realizados con perros han confirmado que la atrofia &#243;sea fue ligeramente superior en los implantes con mayor superficie recubrimienta&#46; No obstante&#44; la intensidad de este fen&#243;meno fue &#171;<span class="elsevierStyleItalic">tiempo dependiente</span>&#187;&#44; mayor durante los primeros 6 meses&#44; pero similar a los implantes de revestimiento proximal a los 2 a&#241;os de la cirug&#237;a&#44; por lo cual&#44; la extensi&#243;n del recubrimiento poroso pareci&#243; tener una escasa trascendencia en el proceso de resorci&#243;n &#243;sea&#46;<span class="elsevierStyleSup">81</span> Igualmente&#44; el tipo de recubrimiento&#58; microesferas&#44; fibra met&#225;lica&#44; o pulverizaci&#243;n con plasma &#40;<span class="elsevierStyleItalic">plasma-spray</span>&#41;&#44; no ha influido de forma evidente en el proceso de remodelaci&#243;n proximal&#46; Sumner y cols<span class="elsevierStyleSup">82</span> observaron histol&#243;gicamente en un modelo experimental similar&#44; que no exist&#237;an diferencias significativas&#44; en cuanto al crecimiento &#243;seo en el implante&#44; y a la remodelaci&#243;n adaptativa del hueso&#44; cualquiera que fuese el tipo de recubrimiento empleado&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Mayor importancia parece tener la rigidez del implante en la atrofia &#243;sea&#46; En un trabajo comparativo de v&#225;stagos femorales de distinta rigidez&#44; mediante an&#225;lisis de elementos finitos&#44; Huiskes y cols<span class="elsevierStyleSup">34</span> han determinado que las pr&#243;tesis m&#225;s flexibles &#40;isoel&#225;sticas con m&#243;dulo de elasticidad similar al hueso cortical&#41; reducen la carga transmitida&#44; y la perdida proximal de hueso de un 23&#37; a un 9&#37;&#46; Ang y cols<span class="elsevierStyleSup">1</span> soportaron este concepto al evaluar con DEXA dos tipos de implantes en un grupo de pacientes&#46; Estos autores encontraron un menor descenso de la DMO en la zona trocant&#233;rica con una pr&#243;tesis isoel&#225;stica&#44; al compararla con otra de dise&#241;o convencional&#46; Un estudio histomorfom&#233;trico realizado en perros a los que se implant&#243; dos tipos de pr&#243;tesis de distinta rigidez&#44; permitieron a Turner y cols<span class="elsevierStyleSup">88</span> observar como las pr&#243;tesis m&#225;s flexibles mostraban un 50&#37; m&#225;s de hueso cortical en el &#225;rea metafisaria del f&#233;mur&#46; Sin embargo&#44; recientemente y en un id&#233;ntico modelo experimental&#44; Harvey y cols<span class="elsevierStyleSup">29</span> han podido comprobar que existe un &#171;<span class="elsevierStyleItalic">l&#237;mite efectivo</span>&#187;&#44; por debajo del cual&#44; el incremento en la flexibilidad del implante no puede prevenir la resorci&#243;n &#243;sea&#44; bien por el contrario&#44; esta flexibilidad resulta en un significativo descenso del crecimiento &#243;seo&#44; posiblemente al no poder lograr una adecuada estabilidad&#46; Conjugar estabilidad y flexibilidad del implante se antoja un objetivo dif&#237;cil de obtener&#44; motivo por el cual&#44; la remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa a una artroplastia parece un hecho inevitable&#46;</p><p class="elsevierStylePara">El modo efectivo de promover la transferencia proximal de la carga desde el implante al hueso receptor&#44; ser&#237;a reducir la rigidez del v&#225;stago femoral&#44; disminuyendo su tama&#241;o o su m&#243;dulo de elasticidad&#46; Para conseguir este objetivo se puede actuar&#44; tanto sobre la composici&#243;n &#40;material&#41;&#44; como sobre la geometr&#237;a &#40;dise&#241;o&#41; del implante&#46; De esta forma&#44; se ha propuesto el empleo de aleaciones de titanio &#40;Ti&#41;&#44; en vez de cromo-cobalto &#40;Cr-Co&#41;&#44; al tener este material un m&#243;dulo de elasticidad inferior y m&#225;s cercano al del hueso femoral&#46; Los estudios comparativos de ambos materiales&#58; realizados en animales de experimentaci&#243;n&#44;<span class="elsevierStyleSup">4</span> con modelos tridimensionales de elementos finitos&#44;<span class="elsevierStyleSup">62</span> y mediante DEXA en pacientes con implantes fabricados con ambos materiales&#44;<span class="elsevierStyleSup">33&#44;78</span> han puesto de manifiesto&#58; la mejor trasferencia de carga a la met&#225;fisis femoral&#44; y una reducci&#243;n significativa de la resorci&#243;n &#243;sea en el calcar&#44; tanto desde un punto de vista histol&#243;gico como densitom&#233;trico&#44; con los implantes de aleaci&#243;n de Ti&#46; Por tanto&#44; el Ti puede constituir una alternativa v&#225;lida para reducir la atrofia proximal del f&#233;mur&#44; aunque ser&#237;a necesario valorar&#44; s&#237; el beneficio que proporciona&#44; justifica su mayor coste&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Otra alternativa implicar&#237;a modificar la geometr&#237;a del v&#225;stago&#44; disminuyendo el &#225;rea de secci&#243;n transversal con objeto de aumentar su flexibilidad&#46; Basados en este principio&#44; se han introducido v&#225;stagos de forma c&#243;nica&#46;<span class="elsevierStyleSup">5</span> Los estudios cl&#237;nicos con estos dise&#241;os han mostrado una menor incidencia de cambios radiol&#243;gicos remodelativos&#44;<span class="elsevierStyleSup">50</span> pero no han resuelto completamente el problema de la atrofia metafisaria &#46;<span class="elsevierStyleSup">66</span> En mi conocimiento&#44; no existen estudios experimentales con este tipo de v&#225;stagos&#44; que demuestren de forma evidente su capacidad para limitar la remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa&#46; Kiratli y cols<span class="elsevierStyleSup">43</span> encontraron una disminuci&#243;n del 25&#37; en la DMO de la regi&#243;n proximal del f&#233;mur con una pr&#243;tesis de dise&#241;o c&#243;nico &#40;Wisconsin&#41; al a&#241;o de su implantaci&#243;n&#44; escasamente inferior por tanto&#44; a la informada con v&#225;stagos de forma cil&#237;ndrica&#46;</p><p class="elsevierStylePara">No obstante&#44; estos estudios han permitido mejorar los dise&#241;os&#44; dando lugar a la denominada <span class="elsevierStyleItalic">&#171;tercera generaci&#243;n&#187;</span> de pr&#243;tesis&#46;<span class="elsevierStyleSup">59</span> En la actualidad&#44; la mayor&#237;a de los v&#225;stagos f&#233;morales se presentan&#58; hendidos&#44; afilados&#44; o acanalados en su parte distal con el fin de obtener una mayor flexibilidad&#44; han limitado la extensi&#243;n de la superficie porosa al &#225;rea proximal&#44; y han aumentado el n&#250;mero de tama&#241;os disponibles con objeto de lograr una mejor estabilidad inicial&#46; En un futuro ser&#225; necesario evaluar&#44; s&#237; estas modificaciones consiguen el objetivo de limitar la remodelaci&#243;n adaptativa&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleItalic">Factores Biol&#243;gicos</span></p><p class="elsevierStylePara">Por el contrario&#44; todos aquellos factores implicados en la remodelaci&#243;n &#243;sea relacionados con el hueso receptor&#44; apenas han sido tenidos en cuenta&#46; En f&#233;mures protetizados obtenidos de cad&#225;ver&#44; Engh y cols<span class="elsevierStyleSup">20</span> encontraron histol&#243;gicamente como la <span class="elsevierStyleItalic">calidad del hueso</span> receptor influ&#237;a en la cantidad de crecimiento &#243;seo que exist&#237;a en el implante&#46; Los an&#225;lisis densitom&#233;tricos realizados sobre espec&#237;menes obtenidos de autopsia tambi&#233;n han podido demostrar la influencia de la calidad &#243;sea sobre la atrofia de hueso metafisario&#46; As&#237;&#44; la perdida de DMO en el f&#233;mur receptor se correlacionaba con un menor contenido mineral inicial en el f&#233;mur contralateral&#46;<span class="elsevierStyleSup">22&#44;53&#44;83</span> Igualmente&#44; los estudios densitom&#233;tricos realizados en pacientes han confirmado que la calidad del hueso receptor&#44; en el momento de la cirug&#237;a&#44; expresada como contenido mineral&#44; tiene una importante influencia en la prevenci&#243;n del proceso de resorci&#243;n &#243;sea proximal&#46;<span class="elsevierStyleSup">64&#44;68</span></p><p class="elsevierStylePara"> Queda por conocer&#44; sin embargo&#44; la influencia que puedan tener otros factores ligados al hueso receptor&#44; tales como la morfolog&#237;a del f&#233;mur&#46; Los estudios anat&#243;micos han demostrado la variabilidad del f&#233;mur&#44; y como &#233;sta puede influir en la adecuada estabilidad que requiere el componente femoral&#46;<span class="elsevierStyleSup">65&#44;74</span> Bourne y cols&#46;<span class="elsevierStyleSup">5</span> han observado cl&#237;nicamente como los dise&#241;os c&#243;nicos eran menos adecuados para los f&#233;mures en forma de <span class="elsevierStyleItalic"> chimenea</span>&#46; Igualmente&#44; Kobayashi y cols<span class="elsevierStyleSup">45</span> determinaron&#44; que este tipo de f&#233;mur&#44; era mec&#225;nicamente desfavorable para las pr&#243;tesis cementadas&#46; En base a estos datos&#44; cabe pensar que la morfolog&#237;a del f&#233;mur pueda tener tambi&#233;n una importante implicaci&#243;n en la remodelaci&#243;n &#243;sea&#46; Sin embargo&#44; no existen en mi conocimiento estudios que hayan evaluado esta posibilidad&#46; Tampoco han sido analizados otros factores din&#225;micos del paciente&#44; tales como el patr&#243;n de marcha que realiza tras una artroplastia de cadera&#44; el cual podr&#237;a intervenir activamente en el proceso de resorci&#243;n &#243;sea&#44; m&#225;s s&#237; tenemos en cuenta&#44; las alteraciones en los par&#225;metros de marcha que desarrollan los pacientes con coxartrosis previa a la cirug&#237;a&#46;<span class="elsevierStyleSup">70</span></p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"> Repercusi&#243;n cl&#237;nica</span></p><p class="elsevierStylePara">El <span class="elsevierStyleItalic">dolor en muslo</span> es un s&#237;ntoma relativamente frecuente que padecen muchos de los pacientes sometidos a una artroplastia de recubrimiento poroso&#44; motivo por el cual&#44; se ha relacionado con el proceso de remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa&#46; La prevalencia de dolor en muslo oscila considerablemente seg&#250;n los autores y el dise&#241;o utilizado&#46; Se ha informado de una incidencia tan variable como del 4&#37; al 41&#37;<span class="elsevierStyleSup">73</span> &#40;tabla 2&#41;&#46; La severidad del dolor en muslo tampoco ha sido correctamente definida en la literatura m&#233;dica&#59; as&#237;&#44; el dolor moderado que aparece al inicio de la marcha no suele representar un problema cl&#237;nico mayor&#46; Algunos autores han encontrado un descenso en la prevalencia con el paso del tiempo&#46;<span class="elsevierStyleSup">73&#44;93</span> De esta forma&#44; la mayor&#237;a de los datos informados no se corresponden con la verdadera incidencia de dolor incapacitante y perdurable que puede repercutir en el resultado cl&#237;nico de la pr&#243;tesis&#46;<span class="elsevierStyleSup">59</span></p><p class="elsevierStylePara">Otro aspecto controvertido acerca del dolor en muslo&#44; viene marcado por la confusi&#243;n que existe respecto a su origen&#46;<span class="elsevierStyleSup">73</span> Entre los factores causales propuestos cabe destacar&#58; la fijaci&#243;n inestable del v&#225;stago&#44; el diferente m&#243;dulo de elasticidad entre el implante y el f&#233;mur&#44; y la irritaci&#243;n endostal por la punta de la pr&#243;tesis&#46; Algunos trabajos han se&#241;alado que la falta de osteointegraci&#243;n del implante determinaba la existencia de dolor en el muslo&#46;<span class="elsevierStyleSup">10&#44;19</span> Sin embargo&#44; la mayor&#237;a de las revisiones cl&#237;nicas no han encontrado una correlaci&#243;n evidente entre dolor en muslo y aflojamiento del componente femoral&#46;<span class="elsevierStyleSup">6&#44;56&#44;61</span> Barrack y cols<span class="elsevierStyleSup">3</span> estudiaron histol&#243;gicamente 6 pr&#243;tesis revisadas por dolor en muslo&#44; y en todas ellas encontraron presencia de crecimiento &#243;seo en el implante&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Igualmente&#44; el dolor en el muslo se ha relacionado con la remodelaci&#243;n &#243;sea&#44; y la an&#243;mala transferencia de carga que soporta la di&#225;fisis femoral ante el diferente m&#243;dulo de elasticidad entre el implante y el hueso&#46;<span class="elsevierStyleSup">32&#44;30&#44;41</span> De esta forma&#44; las caracter&#237;sticas prot&#233;sicas&#44; como su rigidez&#44; condicionar&#237;an la aparici&#243;n del dolor en muslo&#46; No se han demostrado diferencias&#44; en cuanto a la incidencia de dolor en muslo&#44; entre dise&#241;os con distinta extensi&#243;n en la superficie de recubrimiento&#46;<span class="elsevierStyleSup">66</span> Vresilovic y cols&#46;<span class="elsevierStyleSup">90</span> encontraron una relaci&#243;n significativa entre el mayor tama&#241;o de la pr&#243;tesis implantada &#40;m&#225;s r&#237;gida&#41; y la existencia de dolor en el muslo&#46; De aceptar este planteamiento&#44; ser&#237;a de esperar que los pacientes con buena calidad &#243;sea portadores de pr&#243;tesis peque&#241;as &#40;di&#225;metro transversal &#60; 13 mm&#41; no sufrir&#225;n de dolor en el muslo&#44; pero los estudios cl&#237;nicos no ha podido confirmar este hecho&#46; Tampoco&#44; factores ligados al paciente&#44; como la morfolog&#237;a f&#233;moral<span class="elsevierStyleSup">6</span> o la calidad &#243;sea&#44;<span class="elsevierStyleSup">56</span> han podido relacionarse con la presencia de dolor en muslo&#46;</p><p class="elsevierStylePara">El micromovimiento de la punta del implante&#44; capaz de provocar una reacci&#243;n end&#243;stica dolorosa&#44; tambi&#233;n se ha propuesto como factor causante de este s&#237;ntoma&#46;<span class="elsevierStyleSup">28&#44;30</span> Las revisiones cl&#237;nicas no han podido demostrar signos radiol&#243;gicos espec&#237;ficos&#44; tales como formaci&#243;n de hueso end&#243;stico o peri&#243;stico en el &#225;rea de la punta de la pr&#243;tesis&#44; asociados de forma significativa con la presencia del dolor en el muslo&#46;<span class="elsevierStyleSup">6&#44;42&#44;56&#44;61&#44;69</span> En un estudio realizado con DEXA&#44; el autor<span class="elsevierStyleSup">71</span> fue incapaz de relacionar la existencia de dolor en muslo&#44; con una evidente alteraci&#243;n de la DMO en la punta del v&#225;stago femoral&#46; As&#237;&#44; la remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa no parece ser un factor determinante del dolor en el muslo&#44; ni que este proceso en s&#237; mismo vaya a desencadenar una repercusi&#243;n cl&#237;nica evidente&#46; Mientras tanto&#44; la causa del dolor en el muslo&#44; como s&#237;ntoma asociado a las pr&#243;tesis de recubrimiento poroso&#44; contin&#250;a siendo un enigma&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"> Consecuencias para el futuro de la pr&#243;tesis</span></p><p class="elsevierStylePara">La perdida de hueso metafisario tras una artroplastia de revestimiento poroso ha creado cierta alarma&#44; ya que este hecho pod&#237;a poner en peligro la duraci&#243;n del implante&#46; De esta forma&#44; entre las posibles consecuencias atribuidas en la literatura m&#233;dica a la atrofia &#243;sea proximal cabe enumerar&#58; 1&#41; el incremento del dolor en el muslo&#44; 2&#41; la fractura del f&#233;mur o del componente femoral&#44; 3&#41; la perdida de fijaci&#243;n del implante&#44; 4&#41; el incremento de la prevalencia o severidad de la osteolisis&#44; y 5&#41; la dificultad para realizar una futura revisi&#243;n&#46;<span class="elsevierStyleSup">46</span> Sin embargo&#44; se desconoce el efecto real que pueda tener este proceso sobre la integridad mec&#225;nica del implante a largo plazo&#46;<span class="elsevierStyleSup">49</span></p><p class="elsevierStylePara">La prevalencia de atrofia &#243;sea proximal en pr&#243;tesis de recubrimiento poroso apenas ha sido informada en la literatura&#46; McAuley y cols&#46;<span class="elsevierStyleSup">56</span> y Kronick y cols&#46;<span class="elsevierStyleSup">47</span> con el dise&#241;o cil&#237;ndrico AML&#44; han determinado una prevalencia de cambios radiol&#243;gicos asociados a intenso <span class="elsevierStyleItalic"> stress shielding</span> del 25 y del 9&#37;&#44; respectivamente&#46; McLaughlin y cols&#46;<span class="elsevierStyleSup">58</span> informaron de una incidencia de atrofia &#243;sea proximal en el 15&#37; con una pr&#243;tesis de dise&#241;o c&#243;nico &#40;Taperloc&#41;&#46; La importante presencia de signos radiol&#243;gicos de remodelaci&#243;n adaptativa&#44; cualquiera que sea dise&#241;o prot&#233;sico analizado&#44; se muestra en la tabla 3&#46; S&#237; comparamos los datos expuestos&#44; con la baja incidencia informada de pr&#243;tesis inestables o revisadas&#44; resulta cuestionable la trascendencia de los cambios observados sobre la estabilidad del implante&#46; Las revisiones cl&#237;nicas han determinado una frecuencia de fracasos en v&#225;stagos de recubrimiento inferior al 10&#37;&#44; cuando los pacientes fueron seguidos m&#225;s de 5 a&#241;os &#40;tabla 2&#41;&#46; En esta l&#237;nea&#44; la mayor&#237;a de trabajos no han encontrado una relaci&#243;n estad&#237;sticamente significativa entre el aflojamiento del componente femoral y la atrofia &#243;sea proximal&#46;<span class="elsevierStyleSup">7&#44;38&#44;47&#44;56&#44;69</span></p><p class="elsevierStylePara"> Bugbee y cols&#46;<span class="elsevierStyleSup">7</span> han estudiado durante 10 a&#241;os a 45 pacientes que presentaban importante <span class="elsevierStyleItalic">stress-shielding</span> a los 2 a&#241;os de la intervenci&#243;n&#46; Sus resultados pusieron de manifiesto&#58; una incidencia de dolor en muslo similar a la serie general&#44; una tasa de osteolisis y de revisi&#243;n menor que en la serie general&#44; y ausencia de signos radiol&#243;gicos que suger&#237;an aflojamiento de la pr&#243;tesis&#46; McAuley y cols&#46;&#44;<span class="elsevierStyleSup">56</span> en los 112 pacientes de su serie que presentaban marcada resorci&#243;n proximal&#44; no encontraron una mayor predisposici&#243;n a la osteolisis ni al aflojamiento femoral&#46; Este fen&#243;meno tampoco tuvo un efecto adverso sobre el resultado funcional o la satisfacci&#243;n de sus pacientes&#46; Recientemente&#44; se han publicado resultados cl&#237;nicos referentes a v&#225;stagos de recubrimiento poroso con un seguimiento superior a 10 a&#241;os &#40;tabla 5&#41;&#46; La limitada incidencia de fracasos del componente femoral informada con pr&#243;tesis de recubrimiento poroso&#44; permite se&#241;alar varios hechos&#58; 1&#41; la fijaci&#243;n biol&#243;gica es posible con la mayor&#237;a de los dise&#241;os&#44; 2&#41; la remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa ocurre con cualquier tipo de pr&#243;tesis&#44; a pesar de las diferencias existentes entre ellas&#44; y 3&#41; la perdida de hueso proximal no va a resultar perjudicial para el futuro a largo plazo de la artroplastia&#46;</p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"><img src="129v45n01-10022092tab08.gif" width="150" height="37"></img></span></p><p class="elsevierStylePara"><span class="elsevierStyleBold"> Conclusiones</span></p><p class="elsevierStylePara">Las pr&#243;tesis de cadera con recubrimiento poroso&#44; propuestas para la fijaci&#243;n biol&#243;gica&#44; han demostrado a lo largo de la presente d&#233;cada que constituyen un procedimiento eficaz y duradero para el tratamiento de la coxartrosis&#46; Sin embargo&#44; importantes cuestiones quedan a&#250;n por resolver&#44; entre las que cabe citar&#58; el mecanismo &#237;ntimo causante del aflojamiento tard&#237;o del implante cuando &#233;ste se demuestra inicialmente osteointegrado&#44; el efecto de polietilenos de mayor calidad o de los nuevos pares de fricci&#243;n &#40;metal o cer&#225;mica&#41; para limitar la prevalencia de osteolisis&#44; el efecto de los nuevos dise&#241;os que constituyen la denominada tercera generaci&#243;n sobre la prevenci&#243;n de la remodelaci&#243;n &#243;sea adaptativa&#44; la influencia de otros factores relacionados con hueso receptor en el desarrollo de la desfuncionalizaci&#243;n proximal del f&#233;mur&#44; y finalmente&#44; la identificaci&#243;n de la causa del dolor en el muslo asociada al reemplazo prot&#233;sico no cementado&#46;</p><p class="elsevierStylePara">Se ha podido demostrar&#44; que la remodelaci&#243;n &#243;sea periprot&#233;sica secundaria a la an&#243;mala transmisi&#243;n de la carga mec&#225;nica&#44; resulta <span class="elsevierStyleItalic"> inevitable</span>&#44; pero no por ello perjudicial para la estabilidad del implante&#46; No obstante&#44; parece l&#243;gico incidir en su prevenci&#243;n hasta no tener un mayor conocimiento de las cuestiones pendientes&#46; A la espera de nuevos materiales y dise&#241;os que mejoren la biomec&#225;nica del implante&#44; pensamos que la &#250;nica forma de limitar la prevalencia y la severidad de los cambios remodelativos pasa por una correcta selecci&#243;n de los pacientes&#44; y una adecuada planificaci&#243;n preoperatoria&#44; que tenga en cuenta&#44; adem&#225;s de la edad&#44; la morfolog&#237;a femoral&#44; la calidad &#243;sea&#44; y la demanda de actividad f&#237;sica&#44; a la hora de elegir el tipo de implante m&#225;s apropiado para &#171;<span class="elsevierStyleItalic">cada paciente</span>&#187; entre las distintas posibilidades que ofrece el mercado&#46;</p>"
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Información del artículo

ISSN: 18884415
Idioma original: Español

Datos actualizados diariamente

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2024 Octubre	96	33	129
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2015 Febrero	81	5	86
2015 Enero	54	3	57
2014 Diciembre	94	5	99
2014 Noviembre	49	1	50
2014 Octubre	41	2	43
2014 Septiembre	63	1	64
2014 Agosto	44	1	45
2014 Julio	65	5	70
2014 Junio	57	2	59
2014 Mayo	38	1	39
2014 Abril	28	2	30
2014 Marzo	36	3	39
2014 Febrero	39	3	42
2014 Enero	32	4	36
2013 Diciembre	37	5	42
2013 Noviembre	26	6	32
2013 Octubre	33	7	40
2013 Septiembre	24	3	27
2013 Agosto	36	8	44
2013 Julio	8	2	10
2013 Junio	2	0	2
2013 Mayo	1	1	2
2001 Febrero	518	0	518

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