Uma grande desafio da cirurgia ortopédica é a busca de implantes para fixar fraturas ou substituir partes do esqueleto, feitos de materiais que conciliem bom desempenho mecânico e conveniente compatibilidade com o organismo.
Hoje em dia, para a maior parte dos implantes, os materiais utilizados têm-se mostrado adequados, desempenhando eficientemente seu papel.
Entretanto, diferentes são as condições dos implantes utilizados na fixação de fraturas, considerados como implantes estáticos, daqueles destinados a substituir uma articulação. Enquanto nos primeiros se espera resistência mecânica suficiente para que possa substituir temporariamente o papel desempenhado pelo osso em determinado segmento do aparelho locomotor, aliada a composição que não provoque qualquer reação no organismo, a substituição de uma articulação coloca um desafio adicional: suportar contínuos movimentos e a transmissão de cargas.
A princípio, entre os materiais que pareciam mais capazes de desempenhar esse papel situaram-se os metais, buscandose neles não somente a capacidade de suportar as cargas, mas também de resistir à corrosão provocada pelo meio salino do organismo. Os metais mais comumente utilizados na confecção de articulações do quadril são o aço inoxidável, as ligas cromo-cobalto e o titânio.
A liga de aço inoxidável mais usada é conhecida como 316L, composta principalmente de cromo, níquel e molibdênio. Essa liga é bastante suscetível de corrosão quando em contato com o ambiente do organismo, podendo levar a falhas estruturais no implante e conseqüente fratura por fadiga.
A liga de cromo-cobalto apresenta, por outro lado, grande resistência à corrosão e melhor desempenho mecânico: seu grau de dureza permite supor menor desgaste ao atrito. A reação dos tecidos que ficam em contato com o metal mostra melhor compatibilidade do que com as ligas de aço.
O titânio, associado ao alumínio e vanádio, é o metal que provoca menor reação no organismo, desde que não sofra desgaste. Caso ele ocorra, as partículas ficam impregnadas nos tecidos adjacentes. O titânio tem pouca resistência à abrasão e por isso não é recomendável para ser utilizado em áreas que sofram atrito(24).
Testados em laboratório em simuladores de marcha, em freqüência de 106 ciclos, o que corresponde aproximadamente a um ano de uso, a liga cromo-cobalto é a que apresentou a melhor resistência ao desgaste: 0,1µm por ano, contra 0,2µm do aço e 1,0µm do titânio(25).
Em 1970, Chapchal & Müller afirmavam que, para que uma artroplastia tivesse sucesso, seria necessário que as car-gas pudessem ser transferidas de um material para o outro, que as próteses ficassem firmemente aderidas ao osso e que não houvesse significativo desgaste dos materiais. Essas condições somente poderiam ser obtidas com o emprego de metais mais duros(5).
A artroplastia total do quadril é, sem dúvida, um dos avanços mais extraordinários da cirurgia ortopédica, pois restabelece de forma dramática a função da articulação destruída e tornou-se hoje em dia um procedimento corriqueiro da cirurgia ortopédica. Utilizada de maneira cada vez mais intensa desde a década de 60, a prótese total tem sofrido modificações de conceito durante todos esses anos.
Embora muitas tentativas tenham sido feitas no passado para a substituição da articulação do quadril desde o fim do século passado, foi somente a partir da década de 50 que a artroplastia total se tornou rotineira no tratamento das osteoartroses, graças às próteses de McKee-Farrar, Müller e Charnley.
BREVE HISTÓRICO
Em 1938, Wiles criou próteses acetabulares e femorais, feitas de aço, e colocou-as em seis pacientes portadores de moléstia de Still. Em 1951, uma de suas pacientes foi vista por ele, com 13 anos de evolução, com reduzida flexão, mas caminhando sem dor(48). Mais tarde, em 1955, Lowy examinou um paciente operado por Wiles em 1955 e encontrou-o praticamente sem dor e com flexão de 60º(18).
Em 1951, no Norwich Hospital, McKee & Farrar implantaram em três pacientes um sistema de articulação, cujo acetábulo era parafusado na pelve e o componente femoral constituído de uma esfera ligada a uma haste que atravessava a cortical lateral do fêmur para ser acoplada a uma placa aí parafusada. Duas das próteses eram feitas em aço inoxidável e a terceira em cromo-cobalto; esta última durou três anos(23).
Em 1953, após contato com a prótese de Thompson, McKee adotou o mesmo desenho para o componente femoral e, em 1960, por sugestão de Watson-Farrar, ele tornou a cabeça femoral esférica(21). Essas próteses, ainda com o acetábulo parafusado, foram usadas entre 1956 e 1960 em 40 quadris, com 57% de bons resultados após sete anos e alguns ainda funcionando com 12 a 16 anos de pós-operatório(22).
Em 1954, McBride começou a aplicar sua prótese, cujo componente acetabular era dotado de um colar para ser adaptado no rebordo do acetábulo(20). Em 1970, Shorbe relatou os resultados de 86 artroplastias do quadril, 67% de bons resultados, embora com seguimento curto(42). Em outra série, Lunceford referiu 20 casos com seguimento de até cinco anos com resultados bastante favoráveis(19).
O cimento como elemento de fixação das próteses começou a ser empregado por McKee entre 1961 e numa primeira série de 100 pacientes operados até 1964 ocorreram 35 falhas e revisões. O colo alargado do componente femoral levava à colisão com o acetábulo, provocando a soltura. A melhoria dos componentes com estreitamento do colo femoral e a redução do diâmetro do acetábulo levaram a 84% de bons resultados após três a sete anos de evolução. Ainda assim, essas próteses apresentavam baixa qualidade de fabricação em relação à esfericidade e ao acabamento das superfícies de carga.
As próteses de McKee eram fabricadas com uma folga de 0,15mm pela firma Down Bros. Ltd., na Grã Bretanha, que mais tarde produziria também as próteses de Ring(31). No en-tanto, outra empresa copiou a prótese de McKee, produzin-do-a com folga 0, chamada microfit. Essas próteses travavam precocemente, causando afrouxamento e contribuindo para seu abandono em favor das próteses metal/polietileno. No entanto, Huggler desenvolveu na Suíça, em 1965, uma prótese metal/metal (cromo-cobalto Protasul 1), inicialmente com folga 0 e depois com 0,2mm.
Em 1968, McKee notou que o ajuste perfeito da cabeça e do acetábulo levava a contato localizado na região equatorial da cabeça e a maior desgaste. Após essa data, as próteses foram confeccionadas com a cabeça ligeiramente menor do que o componente acetabular, provocando contato na região polar e reduzindo o desgaste(1).
Os resultados precoces das artroplastias feitas com a prótese de McKee-Farrar pareciam favoráveis, porém, com o decorrer da evolução, apenas cerca de 50% poderiam ser considerados como bons ou excelentes(3,5,11,43).
Em nosso meio, em 1970, em parceria entre o Pavilhão Fernandinho Simonsen da Santa Casa de São Paulo e o Instituto de Pesquisas Tecnológicas da Universidade de São Paulo, foi desenvolvida a fabricação da prótese de McKee-Far-rar através de processo de fundição de precisão, produzindose peças de ótima qualidade. Infelizmente, os dados relativos à implantação dessas próteses não foram divulgados(29).
Ring, em 1964, desenhou uma prótese cujo componente acetabular era destinado a ser colocado na bacia através de um longo parafuso, associado a uma prótese femoral de Moore. Até 1968, tinha implantado 180 dessas próteses e, em 141 analisadas, apenas uma tinha requerido revisão(31). Em 1973, Ring publicou os resultados de 169 quadris com cinco a oito anos de evolução como sendo 74% bons e excelentes, e de 852 com até cinco anos de evolução, subindo para 93% bons e excelentes(32).
Estimulado pelos resultados obtidos por Charnley com a prótese metal/plástico, Ring desenvolveu um componente acetabular em polietileno, guardando ainda o princípio de ser rosqueado na bacia. Em 164 quadris operados, 98,5% apresentavam bons e excelentes resultados depois de um período de um a três anos(33).
A prótese de Stanmore(41), implantada em 1963, apresentava um componente acetabular em duas peças encaixadas, que inicialmente eram fixadas ao osso através de múltiplos pinos e mais tarde com cimento acrílico(41). A má qualidade de acabamento (polimento, esfericidade, desenho) levou à soltura precoce das peças. O aprimoramento na fabricação fez melhorar acentuadamente seu desempenho. Os resultados publicados sobre essa prótese mostraram que após 11 anos, em 173 artroplastias, 53% sobreviviam. Por outro lado, essa mesma prótese utilizando o polietileno na confecção do acetábulo levou, após oito anos, a sobrevivência de 88%(7).
Em 1967, Müller desenhou uma prótese de superfície para ser usada sem cimento, em pacientes jovens. Apesar dos bons resultados iniciais, ela foi abandonada. O relato de seis artroplastias revisadas após 25 anos de funcionamento mostrou mínimo desgaste nas superfícies de apoio(27).
Em 1962, Charnley começou a empregar o polietileno de alta densidade para a confecção do componente acetabular, no sentido de reduzir o atrito na articulação. O polietileno é denominação genérica de um grupo de materiais que apresenta composição química semelhante, porém com diferenças estruturais que conferem propriedades mecânicas distintas.
Os testes comparativos em laboratório mostravam coeficiente de atrito muito maior da dupla metal/metal, o qual os autores consideravam como um fator de soltura das próteses. Entretanto, estudos mostraram que, como o momento de atrito entre os componentes da prótese é muito menor do que os valores que a interface osso-cimento podem suportar, as diferenças de atrito entre as próteses metal/metal e as de me-tal/polietileno parecem não importantes(2).
O desempenho superior e os bons resultados clínicos iniciais entusiasmaram os ortopedistas de tal forma que, paulatinamente, o acetábulo de metal foi sendo abandonado em favor do polietileno.
Nessa ocasião, a falha nas artroplastias era atribuída à chamada “doença do cimento”, isto é, a reação inflamatória na interface cimento-osso que provocaria a soltura dos implantes(15).
Entretanto, é a presença de partículas de polietileno, resultante do atrito do acetábulo com a cabeça metálica, que condiciona a ocorrência de osteólise na região periprotética, em função de reações químicas e imunológicas do organis-(18). O exame sob luz polarizada demonstra a presença de macrófagos contendo partículas de polietileno em seu inte-rior(28). As partículas de polietileno fagocitadas pelos histiócitos levam à liberação de mediadores osteolíticos que destróem o osso e levam à soltura dos implantes(8).
Rose et al. demonstraram, através de testes com simuladores de marcha a 106 ciclos (correspondendo a um ano de uso), que o desgaste do polietileno é da ordem de 35 a 100µm por ano, dependendo da densidade do polietileno(34).
Uma vez diagnosticado o polietileno como o componente mais fraco na prótese total e causa da soltura das próteses, voltou-se a atenção para a prótese metal/metal. Nesta, ape-sar de serem materiais idênticos atritando-se entre si, existe a vantagem de haver produção mínima de partículas, desde que haja folga entre a cabeça e o acetábulo de 0,15mm, que permite a lubrificação por líquidos orgânicos.
Alguns tipos de cerâmica também são utilizados como elementos de atrito na articulação artificial, principalmente a alumina (óxido de alumínio) e a zircônia (óxido de zircônio). Elas são bastante atraentes por suas características de dureza, que favorece melhor coeficiente de atrito. Entretanto, apresentam alto módulo de elasticidade, o que caracteriza os materiais quebradiços, podendo levar à fratura do componente.
Na verdade, os estudos comparativos entre as próteses me-tal/metal e metal/polietileno são muito difíceis de ser interpretados devido às grandes diferenças de concepção das próteses (tamanho de cabeça, desenho da haste femoral, técnica de implantação), além de aspectos da fabricação (tipo de acabamento, controle de esfericidade, polimento, etc.). Entre-tanto, alguns estudos demonstram que, a longo prazo, os resultados são bem próximos(13).
RESULTADOS TARDIOS DAS PRIMEIRAS PRÓTESES
Alguns pacientes surpreenderam por portar próteses de Mc-Kee-Farr ainda funcionando depois de muitos anos. Ray relata em 31 pacientes, com mais de 15 anos de artroplastia, 80% de bons resultados e em 17 com 20 anos, uma só soltu-(30). Weber examinou cinco pacientes com 25 a 27 anos de evolução, com as próteses funcionando perfeitamente(47).
Num estudo sobre 15 artroplastias de McKee-Farrar com 21 a 26 anos de evolução com bons resultados, Schmalzried et al. puderam determinar alguns fatores que podem ter contribuído para esse desempenho favorável: pacientes com estatura e peso baixos, medialização das próteses, abertura lateral do acetábulo de cerca de 54º, com anteversão e ausência de sinais radiológicos de desgaste(37).
Kreusch-Brinker, de Berlim, conseguiu seguir 335 próteses de McKee-Farrar entre 11 e 18 anos (média de 14,8 anos) em pacientes relativamente jovens à época (61 anos) e constatou que 70% não tinham queixas nem sinais de soltura(16).
Além dessa evolução clínica, o exame de próteses de Mc-Kee-Farrar explantadas depois de muitos anos de uso mostrou desgaste mínimo na cabeça e acetábulo(14,30,42).
Walker et al.(1974)(46) examinaram uma prótese de McKee que ficou implantada por quatro anos e verificaram que o desgaste foi muito pequeno, cerca de 1µm. Pode-se calcular o volume de partículas geradas por esse desgaste, multiplicando a espessura deste pela área de superfície onde ocorreu: no caso foi de 5mm3. Como comparação, o desgaste anual provocado no polietileno(6) é de 130µm, o que daria um volume de 50mm3, isto é, dez vezes maior. Atribuem o desgaste a irregularidades na esfericidade da cabeça.
Os exames histológicos dos tecidos periprotéticos demonstraram reação mínima, provavelmente devido ao diminuto tamanho das partículas, que permite que sejam facilmente fagocitadas pelos macrófagos e histiócitos mononucleares(9,49).
Schmidt et al. examinaram 30 próteses de McKee e 24 próteses de Müller, com os dois componentes confeccionados em metal. Nas próteses de McKee o desgaste médio anual foi de 12µm e nas de Müller, de 4µm. A média de espaço entre a cabeça e o acetábulo foi de 0,12mm nas próteses de McKee e de 0,21mm nas de Müller. Outro fato notado é de que o desgaste diminui com o decorrer do tempo, mostrando que ele se passa em duas fases: uma inicial de maior desgaste no 1º e 2º anos e, a partir desse tempo, o desgaste é constante, porém de pouca intensidade(39).
Esses estudos, que demonstraram maior resistência ao desgaste do binômio metal/metal e os efeitos deletérios das partículas de polietileno geradas pelo atrito com metal, renovaram o interesse pela utilização do metal na confecção do componente acetabular.
CONCEITOS ATUAIS
O bom desempenho de uma prótese metal/metal e suas qualidades tribológicas dependem de dois fatores: o material com que é confeccionada e o desenho dos componentes, especialmente com relação ao espaçamento que existe entre a cabeça e o acetábulo(39).
O metal mais adequado é a liga de CrCoMo forjada com concentração mais baixa de carbono (= 0,05%), contendo inclusões de carbetos finamente distribuídas, que propiciam maior resistência ao desgaste(4).
Em testes com simulador de quadril é possível verificar a capacidade do metal de se autopolir quando em atrito com outro metal, eliminando as irregularidades de superfície e fazendo com que, após período inicial, quando ocorre desgaste mais pronunciado, este vá diminuindo progressivamente para cerca de 10% dos valores iniciais(4). Simultaneamente,
o momento de atrito decresce de cerca de 50% e se aproxima dos valores obtidos com as próteses metal/polietileno ou cerâ-mica/polietileno.
Nas próteses que apresentam contato na região equatorial da cabeça, a resultante do torque de atrito entre os dois componentes é muitas vezes maior do que no caso de contato polar, do que resulta maior desgaste. Além disso, para reduzir o atrito e o desgaste, é preciso que a área de contato entre os dois seja limitada a 50% do pólo da prótese(45).
A lubrificação das superfícies em contato é outro fator importante na redução do desgaste: uma articulação metálica seca sofre duas vezes mais atrito e 100 vezes mais desgaste do que quando conta com a presença de fluidos orgânicos. As características do lubrificante são fatores importantes no processo, porém não há como alterá-lo. Entretanto, pode-se atuar sobre a espessura do filme e isto se consegue pela determinação do espaço existente entre a cabeça femoral e o acetábulo(35). Se esse espaço é muito reduzido, os líquidos não podem penetrar e o atrito e o desgaste aumentam acentuadamente. Por outro lado, se esse espaçamento é muito grande, também ocorre maior desgaste, pois as superfícies de contato ficam muito reduzidas. O espaçamento ideal entre a cabeça e o componente acetabular é de 0,2mm(39).
SÉRIES CONTEMPORÂNEAS
Weber, estimulado pela constatação do baixo desgaste proporcionado pelas próteses metal/metal, desenvolveu um implante com extremo cuidado em relação à escolha dos materiais, precisão da esfericidade, polimento. A superfície de carga do acetábulo, confeccionada de CrCoMo, fica incrustada num leito de polietileno que, por sua vez, ou é encaixado num metal backing para ser usado sem cimento ou sem o metal backing para ser empregado com cimento.
O exame de 100 pacientes que receberam essa prótese, com 3,5 anos de seguimento, mostrou 98% de bons e excelentes resultados. Cinco cabeças femorais e um acetábulo explantados foram examinados. Em apenas um caso havia desgaste acentuado devido à presença de terceiro corpo (cimento). Nas outras cabeças o desgaste foi entre 4,5 e 5,9µm(47). Outras 44 peças de próteses de Weber explantadas, com média de uso de 1,7 ano para as cabeças e 1,3 para os acetábulos (máximo de 5,5 anos), foram examinadas. A média anual de desgaste foi de 11µm para as cabeças e de 8µm no componente acetabular, valores que condizem com o desgaste mais pronunciado que ocorre no início do uso(39).
Em outra série, em 74 artroplastias com próteses de Weber, com seguimento de 2,2 anos, houve apenas uma revisão por luxação recidivante da prótese, nenhum sinal de soltura e cotação de 91 na avaliação de Harris(12). O exame da superfície de duas próteses recuperadas (uma pela luxação e outra de um paciente que faleceu) não mostrou diferenças significativas em relação a próteses não usadas(10).
Em 1989, Müller desenhou uma prótese metal/metal confeccionada com cromo-cobalto com cabeça de 28mm e com espaçamento entre a cabeça e o acetábulo de 0,15mm. Os testes em laboratório mostraram qualidades tribológicas dos componentes semelhantes às das próteses metal/polietileno, e com desgaste linear 40 vezes menor(28).
Em 1990, Wagner & Wagner idealizaram uma prótese me-tal/metal, nos mesmos conceitos estabelecidos por Weber, porém com a superfície externa do acetábulo e a haste femoral confeccionada de titânio e a cabeça e superfície interna da cúpula de CrCoMo. A revisão de 70 artroplastias mostrou excelentes resultados, com escore de Harris na ordem de 96 pontos e sem nenhuma complicação. Também nessa época, Wagner & Wagner retomaram o conceito da prótese de superfície, fabricada nos mesmos moldes da anterior, isto é, de CrCoMo e Ti. Aplicada em 35 pacientes jovens, sobretudo com osteonecrose da cabeça femoral, ocorreram cinco revisões por soltura precoce, que atribuíram à má qualidade do tecido ósseo que não possibilitou a osteointegração(44).
Também McMinn et al., em 1991, desenvolveram uma prótese de superfície em que a superfície externa da cúpula é revestida com hidroxiapatita para ser colocada sem cimento, e o componente femoral cimentado. Entre 116 quadris operados com este último modelo, após seguimento médio de 8,3 meses, não houve nenhuma revisão(26).
Em outra série em que foram usadas próteses de superfície de Wagner & Wagner e McMinn et al., em 21 quadris com seguimento médio de 16 meses, ocorreu apenas uma falha atribuída à má técnica(36).
CONSIDERAÇÕES
Do exposto acima deduz-se que a combinação metal/me-tal seria uma opção bastante válida na substituição do quadril. Nesse sentido, Semlitsch, preocupado com o custo dessas próteses, propõe que se leve em conta a atividade do paciente e sua idade biológica, mas chama a atenção para o custo de uma revisão de prótese devido ao desgaste do polietileno e conseqüente soltura após 10 ou 20 anos.
Assim, sugere que para uma expectativa de vida de 5 a 15 anos e atividade moderada, a combinação metal (liga de aço de alto teor de nitrogênio ou CrCoMo forjado ou fundido) e polietileno seria o mais indicado. Para uma expectativa de vida de 10 a 20 anos e atividade normal, a combinação seria cerâmica/polietileno e, acima de 20 anos de expectativa de vida e grande atividade, o ideal seria a combinação metal/ metal ou, eventualmente, cerâmica/cerâmica(40).
Uma vez decidido usar a combinação metal/metal, colo-ca-se a questão da fixação da prótese. Como não há produção de partículas de polietileno e com isso não haverá osteólise ao redor da prótese, o cimento volta a ocupar posição de destaque. Muitos autores mostram excelentes resultados de fixação das próteses do quadril com uso de cimento após 1520 anos.
Caso se opte pelo uso do cimento, ter-se-ia a vantagem de poder fazer carga imediatamente e evita-se a necessidade de vários tamanhos de prótese, o que reduz o custo de fabricação e o estoque dos componentes, além de que também o instrumental poderá ser mais simples. O acetábulo provavelmente não deveria ter um metal back.
Por outro lado, uma prótese sem cimento também poderia ser feita para a combinação metal/metal. Como as áreas de carga, a saber, a cabeça e o acetábulo, têm de ser de CrCoMo, surge a questão da osteointegração melhor com o titânio. No caso componente femoral, a haste seria de titânio e a cabeça de CrCoMo, como proposto por Wagner & Wagner. Resta a dúvida sobre a combinação de dois metais diferentes. Já no lado acetabular, a taça de metal pode estar incrustada em polietileno, que por sua vez ficaria encaixada num anel de titânio. Este deveria ser rosqueado, para evitar a existência de orifícios no fundo para acomodar parafusos, que podem sofrer atrito e soltar grande quantidade de partículas de titânio. Os orifícios não ocupados podem, além do mais, dar passagem a partículas de polietileno, com suas conseqüências.
Voltando à questão da osteointegração, há que diferenciar entre o caso do titânio e do CrCo. O titânio (Ti) sempre apresenta em sua superfície uma camada de oxidação (TiO2), que protege o metal de corrosão, mas também permite a ligação de grupos de hidroxila (HO-) e, mais interessante, de aminoácidos. Isto produzirá uma ligação química entre o osso e o implante que é mais forte do que a ligação cerâmica(38).
Esse raciocínio leva até a questionar a utilidade de colo-car uma camada de hidroxiapatita sobre o implante de titânio, já que a fixação dessa camada é por meios físicos, portanto mais fraca do que a ligação por meios químicos e que, se for “bioativa”, será reabsorvida e incorporada ao osso, que depois se defrontará com a tarefa de fixar-se ao titânio desnudado. Entretanto, alguns autores mostram que a hidroxiapatita pode acelerar o processo(17).
Quanto ao uso de CrCo para os componentes em contato com o osso, a produção de uma superfície mais favorável à osteointegração permanece como um requisito desejável. Assim, uma prótese metal/metal feita em CrCo deveria possuir uma superfície “bioativa”, ou favorecedora de osteointegração, mas, em compensação, elimina o problema da combinação de dois metais diferentes no lado femoral.
Em resumo, a combinação metal/metal na superfície de carga aparece novamente como uma alternativa para resultados favoráveis a longo prazo e talvez tenha também solucionado a questão da fixação dos componentes.
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