La artroplastia total de cadera es uno de los procedimientos quirúrgicos de más éxito en la cirugía ortopédica. Durante años las continuas modificaciones de los diseños protésicos y biomateriales se han convertido en la estrategia principal empleada por cirujanos e ingenieros para mejorar los resultados clínico-funcionales, a través de la reproducción de la biomecánica nativa de la cadera.

Sir J. Charnley fue el primero en reconocer la importancia de la restauración del offset o voladizo femoral y su repercusión en el momento abductor, así como en la tensión de los tejidos blandos1. Una disminución del offset femoral medializa el punto de inserción de la musculatura abductora y disminuye el brazo de palanca abductor2, lo que incrementa la energía requerida para la marcha normal. Esta situación contribuye a la aparición de una marcha en Trendelenburg y a la necesidad de ayudas para la deambulación3, así como a menor rango de movimiento1 y mayor riesgo de impingement femoropélvico3. Además, la disminución del momento abductor aumenta la fuerza resultante sobre la articulación de la cadera1, lo que se ha asociado a un aumento del desgaste del polietileno4 y, en última instancia, a osteólisis y a una menor supervivencia del implante5. Por el contrario, el aumento del offset femoral aumenta el brazo de palanca abductor, es decir, la tensión a la que se encuentra la musculatura abductora2, reduciendo la energía requerida para la marcha normal1. En un contexto clínico esta situación supone menor marcha en Trendelenburg, menos cojera, menos fatiga y menor dependencia de ayudas, en comparación a la situación de offset disminuido1. Además, mejora el rango de movilidad libre de impingement3. Ese brazo de palanca aumentado minimiza la fuerza reactiva resultante en la articulación de cadera1, lo que supone un menor desgaste de las superficies implicadas en el par de fricción4,6. Sin embargo, aumenta la tensión en otras zonas como la interfase de fijación7 y la cortical medial, lo que podría desencadenar un fallo precoz del implante8. Por tanto, el cirujano ortopédico debe establecerse como objetivo conseguir una restauración anatómica del offset femoral para así evitar las complicaciones derivadas de un desajuste de la restauración anatómica.

En 1962, Weber desarrolló el primer diseño que incluía el concepto de modularidad a través de un encaje cabeza-cuello9. Posteriormente, en 1985, Cremascoli diseñó el primer vástago con doble encaje, cabeza-cuello y cuello-vástago, introduciendo así el concepto de bimodularidad con la idea de proveer a los cirujanos de un sistema más versátil10. La doble modularidad posee la ventaja teórica de restaurar la anatomía de la cadera de forma más precisa, a través de un ajuste más certero del centro de rotación de la cadera y de posibilitar cambios intraoperatorios en la angulación, anteversión y longitud del cuello10. Sin embargo, publicaciones más recientes han implicado las interfases modulares en la liberación de iones metálicos con potenciales efectos sistémicos deletéreos para la salud del paciente. Series sucesivas han demostrado que la adición de uniones implica una mayor susceptibilidad a la corrosión debido a la presencia de micromovimientos en las interfases11. Sin embargo, en cualquier análisis debemos tener presente que no todos los diseños y materiales son iguales12, y debería hacerse una clara distinción entre ellos.

Actualmente existen vástagos con cuellos modulares comercializados que han sido empleados con resultados funcionales satisfactorios y baja tasa de complicaciones y revisiones. Nuestro hospital posee una amplia experiencia en el uso de prótesis modulares, implantando la primera prótesis modular en la década de los 90. En el año 2008 se cambió el modelo mejorando la geometría y el diseño de anclaje metafisario. Se ha implantado, hasta la fecha de finalización de este trabajo, este modelo protésico como práctica habitual en nuestro servicio, por lo que nos hemos planteado valorar los beneficios vinculados a su utilización. Debido al incremento de las referencias bibliográficas en relación con los riesgos del uso de estos modelos protésicos, nos planteamos como objetivo estudiar si realmente se consigue una mejor corrección anatómica del offset femoral con el empleo de la prótesis H MAX-M® (Limacorporate, San Daniele, Italia) frente a su homólogo monobloque.

Se trata de un estudio de cohortes prospectivo que incluye pacientes a los que se les interviene con un determinado diseño de vástagos. Estos son seguidos durante un cierto periodo de tiempo para observar la ocurrencia del evento de interés, que en este caso es la alteración del offset tras la cirugía en la cadera intervenida. Los pacientes fueron seguidos durante 5 años, finalizando el estudio en 2020.

El cálculo del tamaño muestral se realizó con el programa GANMO versión 7.12. Este se basó en resultados preliminares del año 2010 que mostraron cómo la diferencia de offset femoral entre ambas caderas variaba con una media de –0,72 y una desviación estándar común de 6,6mm. Asumiendo esta desviación estándar, y aceptando un riesgo alfa de 0,05 y un riesgo beta de 0,20, el tamaño muestral mínimo requerido sería de 114 pacientes en el grupo modular (grupo de observación) y de 57 en el grupo monobloque (grupo de referencia o grupo estable). La magnitud de efecto que pretendimos encontrar fue de diferencias superiores a 5mm13.

Se realizó un muestreo consecutivo de pacientes adultos intervenidos de artroplastia total de cadera con el diagnóstico de coxartrosis (primaria o secundaria a necrosis avascular, enfermedad de Perthes, displasia de cadera y epifisiólisis) llevadas a cabo en nuestro centro desde enero de 2011 hasta diciembre de 2015. Esta cohorte posee 2 brazos, un brazo incluyó a los pacientes intervenidos mediante vástago no cementada con cuello modular y el otro incluyó a los pacientes intervenidos mediante vástago monobloque. Los criterios de exclusión fueron cualquier otro diagnóstico de enfermedad coxofemoral, portadores de artroplastia en cadera contralateral previa a la inclusión en el estudio y coxartrosis avanzada (grado iii de la clasificación de Tönnis) en la cadera contralateral que imposibilitara la medición del offset femoral nativo. En la figura 1 se representa el diagrama de flujo de la sección de pacientes para el estudio. Nuestro centro posee una amplia trayectoria en el empleo de los vástagos primarios modulares. Disponemos tanto del vástago modular como monobloque homólogo. Debemos indicar que la inclusión de los pacientes en cada brazo de la cohorte dependió de lo previsto en la planificación preoperatoria, de las mediciones intraoperatorias y de las preferencias del cirujano.

Figura 1.

Diagrama de flujo de selección de la cohorte.

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Las características basales de ambos brazos de la cohorte están recogidas en la tabla 1, siendo la población intervenida con vástago modular más joven (p=0,010) y con menor índice de masa corporal (p=0,003).

Técnica de medición

Todas las radiografías se realizaron en el sistema DR400 (AGFA HealthCare®). En el postoperatorio inmediato se realizó la medición del offset femoral, tanto en la cadera intervenida como en la cadera contralateral mediante una radiografía anteroposterior de pelvis centrada en la sínfisis púbica con ambas piernas a 15° de rotación interna bloqueada mediante una férula antiequino con cuña externa. La medida del offset femoral empleada fue propuesta por Steinberg y Harris y se calcula como la distancia perpendicular entre el centro de la cabeza femoral y el eje anatómico del fémur (fig. 1)1. Al calcular la diferencia de offset entre la cadera intervenida y la cadera contralateral un valor positivo indica una mayor longitud en la cadera intervenida, y un valor negativo lo contrario. Con este parámetro valoramos si se restaura el offset femoral al intervenir al paciente con un determinado diseño de vástago, pues lo obtenemos al restar el valor postoperatorio al valor nativo. Posteriormente analizaremos si la cifra obtenida se encuentra dentro de un rango previamente establecido.

Para determinar el centro de la circunferencia dibujamos 2 cuerdas no paralelas entre sí y que no sean diámetros de la circunferencia. A partir de estas cuerdas dibujamos sus mediatrices que corresponden a la línea recta perpendicular a dicho segmento trazada por su punto medio. La mediatriz de estas 2 cuerdas se intersectaran en el centro de la circunferencia (fig. 2). En el caso de la cadera intervenida esta medición se estableció entre el centro de rotación y el eje longitudinal del vástago (fig. 3).

Figura 2.

A. Cálculo radiográfico de offset femoral en la cadera sana. B. Determinación radiográfica del centro de rotación de la cabeza femoral.

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Figura 3.

Cálculo radiográfico del offset femoral en la cadera intervenida.

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En la tabla 2 se recogen los datos de offset femoral de la cadera operada, de la cadera contralateral y la diferencia de offset entre ambas caderas de los pacientes que finalizan el seguimiento. No se encontraron diferencias estadísticamente significativas en ninguno de los 3 parámetros (p=0,097, p=0,497 y p=0,323, respectivamente) entre ambos grupos. Tampoco se encontraron diferencias estadísticamente significativas en la frecuencia con la que se distribuyen los pacientes en función del offset femoral (offset hipocorregido, restaurado o hipercorregido) entre grupo modular y monobloque (p=0,648). Cabe decir que en ambos diseños de vástago el grupo mayoritario fue aquel con offset restaurado (p=0,001). Por su parte, en el grupo modular podemos observar cómo el offset ha resultado disminuido con mayor frecuencia que aumentado (p=0,001), mientras que en el grupo monobloque no hay diferencias en la frecuencia con la que se obtiene un offset aumentado o un offset disminuido (p=0,108).

Conseguir restaurar la biomecánica de la cadera continúa siendo un reto para el cirujano ortopeda. La modularidad busca un ajuste certero de la anatomía nativa de la cadera. Esta versatilidad de los implantes podría justificar el hecho del empleo de los cuellos modulares en pacientes más jóvenes. Además, la primera generación de cuellos intercambiables estaba fabricada en titanio y presentaron complicaciones por roturas de los mismos secundarias a una disminución de la resistencia a la fatiga y a las fuerzas de flexión14. Posteriormente se sustituyeron por una aleación de cromo y cobalto con menor tasa de roturas. Esto llevó a recomendar el empleo de la modularidad en pacientes con IMC bajos, lo que justificaría la diferencia hallada entre ambos grupos en nuestro estudio.

Sir J. Charnley basó su filosofía en el concepto de offset femoral1,2. En la práctica clínica habitual la medición se realiza en función de radiografías anteroposteriores rutinarias de pelvis que no han sido específicamente preparadas para el análisis del offset femoral. Sabiendo que la medición está influenciada por el ángulo entre el cuello y la diáfisis, los grados de rotación de la cadera y la asimetría con el lado contralateral5,10,15, Pasquier et al.16 afirman que estas radiografías de pelvis se asocian a una infraestimación del valor real del offset femoral. En nuestro estudio, para mejorar la reproducibilidad de la medición y disminuir la posibilidad de error con la radiografía anteroposterior de pelvis, hemos establecido con anterioridad unos criterios estrictos comunes para todas las pruebas de imagen (radiografía anteroposterior de pelvis centrada en la sínfisis púbica con ambas piernas a 15° de rotación interna conseguida al bloquear la pierna con una férula antiequino con cuña externa). Además, estas radiografías las hemos calibrado basándonos en la medida del vástago implantado conocida previamente. Esto permite aumentar la fiabilidad y comparabilidad de las mediciones realizadas. Por lo tanto, la radiografía anteroposterior de pelvis calibrada y combinada con las herramientas actualmente disponibles para el procesamiento de imagen es el método empleado con mayor frecuencia en la práctica clínica habitual, estando su reproducibilidad, validez y fiabilidad correctamente documentadas17.

En este estudio hemos empleado la técnica de medición del offset femoral propuesta por Steinberg y Harris1. Este es el método utilizado con mayor frecuencia en la literatura, de forma que nos facilitaba la comparación con los resultados publicados hasta la fecha. De acuerdo con Mahmood et al.18 esta técnica presenta una buena fiabilidad interobservador y reproducibilidad intraobservador. Autores como Bonnin et al.19 afirman que el inconveniente de esta medición es que se encuentra claramente influenciada por la rotación del fémur, por lo que la colocación del paciente resultó fundamental para evitar cualquier posible error de medición. En el caso de la cadera intervenida esta medición se estableció entre el centro de rotación y el eje longitudinal del vástago. Por lo tanto, debemos tener presente en el momento de la sustitución articular que el offset femoral está influenciado por el diseño del implante, tamaño de la cabeza, longitud del cuello, tamaño del implante y posición del vástago dentro del canal femoral13,20.

Numerosos autores emplean la cadera contralateral para el cálculo del offset nativo en la planificación preoperatoria, así como en el análisis comparativo del resultado postoperatorio1,13,21–23. En nuestro estudio hemos seguido esta línea pues muchas radiografías preoperatorias carecían de la rigurosidad necesaria para realizar la medición de la misma cadera preoperatoriamente y compararla con su medición postoperatoria, es decir, la medición preoperatoria habría podido introducir un sesgo, motivo por el que se realizó la comparación con la determinación en la cadera contralateral. Los cirujanos debemos tener presente que esto podría considerarse un factor de confusión debido a la alta probabilidad de artrosis en el lado opuesto, por lo que, con la idea de minimizar este error, hemos incluido únicamente aquellos pacientes con un grado de artrosis contralateral Tönnis I o II. Además, autores como Liebs et al.24 afirman que el offset femoral de ambas caderas no es siempre el mismo, habiéndose detectado en la literatura diferencias de hasta 4,6mm, por lo que emplear la cadera contralateral podría incurrir en error.

El valor límite a partir del cual los cambios del offset femoral producen un efecto negativo para la función del paciente continúa siendo controvertido25. Si revisamos la literatura el rango empleado para considerar que el offset femoral ha sido restaurado se encuentra comprendido entre 5mm inferior y 5mm superior respecto al valor nativo. Se ha considerado que una restauración del offset femoral dentro de este rango permite reproducir las propiedades biomecánicas de la cadera postoperatorio1,13,21.

Como hemos comentado previamente en 1985 Cremascoli introdujo los cuellos modulares o intercambiables con la ventaja teórica de permitir una reconstrucción más precisa de la geometría y proveer al cirujano de un sistema más versátil10. En nuestro análisis nosotros no encontramos diferencias estadísticamente significativas en el valor de offset postoperatorio obtenido entre el grupo modular y monobloque (p=0,097). En el grupo modular el offset medio de la cadera operada fue de 37,31±7,41mm. No hemos encontrado ningún estudio que emplee el modelo protésico implantado en nuestro trabajo. Sakai et al.26 emplean el sistema modular ANCA Fit y obtienen un offset postoperatorio de 31,2±5,4mm medido en la proyección Scout del TC, siendo un resultado significativamente menor a lo que nosotros hemos obtenido (p=0,001).

En nuestro estudio no se han observado diferencias estadísticamente significativas en la diferencia de offset entre la cadera operada y la cadera contralateral entre ambos grupos (p=0,323), es decir, no se han encontrado diferencias en la restitución de la anatomía al comparar ambos diseños de vástagos. Tampoco encontramos diferencias estadísticamente significativas en la frecuencia con la que se consigue la restauración del offset entre ATC monobloque y ATC con cuello modular (p=0,648), siendo el grupo mayoritario aquel con offset restaurado en ambos modelos. En esta misma línea, si revisamos la literatura, Carothers et al.27 realizan un estudio en laboratorio y en un 44% de los pacientes no observan diferencias en la restauración del centro de rotación de la cabeza en los intervenidos mediante vástago modular M/L Taper Kinectiv (Zimmer, Warsaw, IN, Estados Unidos) respecto al valor obtenido con su homólogo monobloque, y en aquellos en los que sí se apreciaba una diferencia esta se hallaba entre 1 y 2mm. En contraposición a lo que nosotros hemos observado, otros autores sí encuentran diferencias estadísticamente significativas en la restauración anatómica. De acuerdo con Duwelius et al.28 existe una menor diferencia entre el offset operado y el nativo en los pacientes intervenidos mediante ATC modular M/L Taper Kinectiv (Zimmer, Warsaw, IN, Estados Unidos) respecto a la ATC monoboque. Según Archibeck et al.29 el uso de vástagos modulares M/L Taper Kinectiv (Zimmer, Warsaw, IN, Estados Unidos) consigue restaurar el offset femoral con más frecuencia que con los vástagos monobloque, aunque utilizaron como límite de restauración una diferencia de 1mm, valor que podemos considerar irreal dentro de los objetivos postoperatorios y, por tanto, la diferencia hallada podría no resultar realmente relevante. Gerhardt et al.30 arrojan la misma conclusión tras el empleo del vástago Profemur Z (Wright Medical Technology, Arlington, Tennessee, Estados Unidos) al observar una mayor restauración del offset en el grupo modular respecto al grupo monobloque (p=0,48), presentando este último mayor frecuencia de offset aumentado. Aun así, el autor advierte de que se trata de una significación que se encuentra en el límite y que sería necesario aumentar el tamaño muestral. Estos 3 autores emplean la radiografía anteroposterior de pelvis para su análisis.

Los resultados obtenidos y la larga serie de la que se dispone han despertado nuestro interés en estudiar la posible existencia de otros aspectos relacionados con el empleo de los vástagos modulares. Unos de estos aspectos es la dismetría que podría resultar al ajustar el offset y la tensión de partes blandas en un intento por conseguir la estabilidad protésica, sin embargo esta cohorte no presenta diferencias en la dismetría postoperatoria entre ambos diseños. Por tanto, ha sido vital una técnica quirúrgica minuciosa que tome en consideración tanto la pieza ósea resecada como la tensión de partes para obtener resultados comparables entre ambos diseños protésicos. Estos datos serán ampliados en un estudio posterior. Asimismo, estos resultados han sentado las bases para el inicio del análisis de los posibles riesgos derivados del empleo de la modularidad debido a la liberación de detritos metálicos.

Debemos tener presente que muchas de las características de los implantes son específicas del propio diseño y, por tanto, es obvio pensar que no todos los diseños y materiales son iguales, y debería hacerse una clara distinción entre ellos. Aun así, aunque los resultados no deban extrapolarse a todos los implantes, no existen estudios que analicen todos los implantes comercializados, y debemos considerar siempre lo publicado en la literatura médica de cara a la continua evaluación de nuestra práctica clínica.

Como limitaciones del estudio podemos mencionar el hecho de que nos hemos basado en la radiografía anteroposterior de pelvis, que se trata de una imagen en 2 dimensiones, en lugar de otras técnicas de mayor precisión como la TC al tratarse. Además, la posición del paciente en el momento de realizar la radiografía es un parámetro muy dependiente del técnico del servicio de radiología. Finalmente, en nuestro estudio nos hemos basado en la medición de la cadera contralateral como medida del offset nativo y la dismetría, lo que podría actuar de factor de confusión.

A efectos radiográficos no hemos observado diferencias en nuestro objetivo de reconstrucción de la geometría y biomecánica de la cadera entre los vástagos modulares y los vástagos monobloque, a través del ajuste del offset femoral. En nuestro estudio no existe una superioridad de un diseño respecto a otro en este aspecto. De hecho, los vástagos monobloque, con sus opciones de ángulo cervicodiafisario y de tamaño del vástago, han resultado un diseño exitoso hasta la fecha. Por su parte, la modularidad busca evitar cualquier falta de precisión gracias a sus piezas intercambiables, permitiendo ajustar intraoperatoriamente parámetros anatómicos. Esta versatilidad podría resultar de gran interés y ayuda para el cirujano. Por tanto, la información aportada en este trabajo despierta la necesidad de un análisis más profundo de las ventajas teóricas del empleo de la modularidad en la cirugía primaria de cadera, así como los posibles riesgos derivados del mismo.

Nivel de evidencia ii.

Los autores declaran no tener ningún conflicto de intereses.