protesi d'anca

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Centro Interuniversitario Servizi Ingegneria BiomedicaG. A. Borelli

Università degli Studi di Bari

Biomeccanica delle protesi d’anca

Protesi articolare

Scopo di un’articolazione artificiale è realizzare un sistema che ripristini, per quanto possibile,la cinematica fisiologica e consenta di sopportare i carichi, minimizzare l’usura e l’attrito, evitando l’insorgere di reazioni dannose nell’organismo

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circa 40.000impianti protesici in Italia nel 2002

Artroprotesi d’anca

Eliminare il dolore

Recuperare il movimento

PROTESI

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Stelo Ancoraggio N. casi

Durata follow

up (anni)

Autore

Anatomic biologico 74 10 Archibeck (2001) Mallory Ti biologico 245 10/13 Bourne et Al. (2001)

Titanio + HA biologico 274 10-13 D’Antonio (2001) Ti + HA biologico 380 10/13 D’Antonio et Al. (2001) Bicontact biologico 200 9 Eingartner et Al. (2000)

Lord biologico 103 10 Inoue et Al.(2001) PCA biologico 311 12 Kawamura et Al. (2001)

Lord I tipo biologico 76 13 Keisu et Al. (2001)

IQL biomet biologico 430 6 Mella-Sousa et Al. (2001)

Superficie porosa biologico 134 9 Moreland e Moreno

(2001) Rivest. HA biologico 100 8 Oosterbos et Al. (2001)

Natural hip - Sulzer biologico 88 6 Pace (2000)

CLS biologico 232 9 Schreiner et Al. (2001) Muller con cemento 76 9 Acklin (2001)

Ti con cemento 255 10 Eingartner et Al. (2001) Titanio con cemento 133 10 Grubl et Al. (2002) Muller con cemento 180 10 Havinga et Al. (2001)

T 28 acciaio inox liscio con cemento 379 21 Meding et Al. (2000)

TR-28 shot blast cromo con cemento 171 18 Meding et Al. (2000)

Muller (CoGNiMo) con cemento 49 15 Raber et Al. (2001)

Exeter con cemento 325 12 Williams et Al. (2002)

> 4000 impianti

Buoni > 95%

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Fattori meccanici legati all’evoluzione del sistema protesico

• Materiali • Caratteristiche tribologiche delle

superfici di carico• Finiture superficiali - rivestimenti• Geometria: forma/dimensioni • Contatto osso-protesi• Distribuzione delle sollecitazioni

Valutazione biomeccanica

Apporto della valutazione biomeccanica :• Verifica della validità di singole ipotesi• Guida all’evoluzione del sistema protesico

Metodi:• Valutazione della casistica• Modelli numerici e sperimentali

La validità globale di un sistemaprotesico è attestata dai risultati clinici

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Biomeccanica dell’anca

Pawels

Sforzi di torsione

Biomeccanica dell’anca protesizzataBergmann

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Biomeccanica dell’anca protesizzata

La protesi modifica sostanzialmente la distribuzione delle sollecitazioni nell’osso

Il sistema osso-protesi evolve attraverso una successione di eventi meccanici e biologici che interagiscono fra loro

Il sistema biologico ha “di norma” una buona capacità di adattamento purchè vi siano corretti presupposti

meccanici, biologici e dinamici

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Risposta dell’osso

Stabilità dell’ancoraggio


• Il reale sistema di carico• Distribuzione e caratteristiche

dei contatti osso-protesi• Variazione nel tempo

Stato di sollecitazione dell’impianto

Cosa NON si conosce

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SIR JOHN CHARNLEY

1961

M.E. MULLER

1967

anatomia funzionale

femore

acetabolo

fisiologica

femore

acetabolo

protesizzata lubrificazione

biomeccanicadell'anca

stab. primaria

fattori meccanici

mob. settica

osteoinduzione

tecnica chirurgica

fattori biologici

stab. secondaria

rimodellamento

forze meccanicheed osteogenesi

mobilizzazione

osteolisi secondaria

detriti di usura

micromovimenti

mobilizzazioneasettica

ancoraggio

accoppiamenti

materiali

finiture sup.

rivestimenti sup.

modularità

diametro testa

stelo

acetabolo

scelteprogettuali

protesi d'anca

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Protesi d’ancaUna protesi dell’anca è costituita da:• uno stelo, fissato nel canale

diafisario del femore, sempre realizzato in metallo

• una testa femorale, realizzata in metallo o ceramica, connessa allo stelo mediante accoppiamento conico,

• una coppa acetabolare, che si articola sulla testa femorale, normalmente realizzata in UHMWPE o più raramente in ceramica o in metallo,

• un guscio acetabolare, non necessariamente sempre presente, che avvolge rigidamente la coppa acetabolare, realizzato in metallo

L’articolazione coxofemorale

promontorio

grande foroischiatico

spina iliacaanteriore superiore

Piccolo foro ischiatico

Legamento sacrotuberoso

Sinfisipubica

Spina iliaca superioreanteriore

Legamentosacrospinoso

Legamenti sacroiliacianteriori

4° vertebra inferioreLegamento ileolombare

L'escursione articolare è di:• 120°-140° in flesso-estensione,• 60°-80° in abduzione-adduzione,• 60°-90° in rotazione interna-esterna

L’articolazione coxofemorale è costituita dalla testa del femore e dalla concavità dell’acetabolo.In termini meccanici, è sostanzialmente equivalente ad un giunto sferico con tre gradi di libertà.

Le forze articolari: modello biomeccanico di Pauwels

ab

R

p

pt

RydellPaul

Bergmann

Bilancia di Pauwels la risultante delle forze agenti sull’articolazione

dell’anca è inclinata di circa 16-20° sulla verticale ed ha intensità pari a 2.5-3 volte il

peso corporeo.

Epifisi femorale

In un femore sano, la maggior parte delle sollecitazioni si distribuisce a livello delle porzioni prossimo-mediale e prossimo laterale, subito al di sopra del piccolo trocantere e raggiunge i valori più alti all’inizio ed alla fine del ciclo del passo.

L’ordine di grandezza delle pressioni di contatto varia, all’incirca, da 1 Mpa, nel caso di contatto cartilagine-cartilagine, a 8 MPa nella fase centrale di appoggio monopodale

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Lo stato di sollecitazione dell’acetabolo

Sebbene l’intensità delle forze articolari dell’anca vari notevolmente nel corso del ciclo del passo, la sua direzionerimane compresa nel quadrante antero-superiore dell’acetabolo

In condizioni di appoggio monopodale, le sollecitazioni nel guscio corticale (15 20 Mpa) sono più elevate che nel sottostante osso trabecolare (0.3-0.4 Mpa).I massimi valori della pressione intra-articolare sono presenti nella fase di appoggio monopodale e sono dell’ordine di circa 9 Mpa

anatomia funzionale

femore

acetabolo

forzeintersegmentali

fisiologica

femore

acetabolo



stab. primaria

fattori meccanici

mob. settica

osteoinduzione

tecnica chirurgica

fattori biologici

stab. secondaria

rimodellamento


mobilizzazione


detriti di usura

micromovimenti


ancoraggio

accoppiamenti

materiali

finiture sup.

rivestimenti sup.

modularità

diametro testa

collettolunghezzasezionecollo

stelo

metal backfissaggio

acetabolo

scelteprogettuali

protesi d'anca

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Le maggiori differenze fra anca normale ed anca protesizzata si verificano soprattutto per il sovvertimento della distribuzione delle tensioni nella zona prossimo-mediale del femore. Nelle articolazioni naturali, le forze vengono trasmesse, attraverso le superfici articolari, le inserzioni muscolari e quelle legamentose, alle strutture dell'osso spongioso e corticale. L'inserimento di una protesi altera questa distribuzione e crea sollecitazioni che non hanno alcun corrispettivo fisiologico

Biomeccanica dell’anca protesizzataNon è noto:• come si realizzino nello spazio i punti di contatto

protesi-osso– come essi possano modificarsi nel tempo– quali caratteristiche meccaniche abbiano (ad

esempio quale sia il limite di resistenza a taglio o a comprensione di un ponte osseo sviluppatosi nell’area periprotesica a contatto con la protesi);

• le azioni muscolari (intensità e direzione della forza, istante di attivazione, distribuzione delle inserzioni).

Quindi:• non è possibile conoscere il reale stato di

sollecitazione della struttura (osso-impianto) da cui dipende il rimaneggiamento osseo, l’osteolisida disuso e lo stress shielding; ossia il successo nel tempo dell’impianto.

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Il sistema di carico nel femore protesizzato

I massimi valori del momento flettente sono originati da forze comprese fra 1'8,2% e il 10% del peso corporeo, si tratta di valori che vanno poi moltiplicati per il braccio di azione rispetto alla sezione considerata.Salire o scendere le scale o alzarsi da una sedia rappresentano una delle attività più gravose per l’anca

20-25 ° 19-25°

Fzmax ≈ 2 – 5 W; (8/9W)

Mt = 24 / 40,3 Nm

Il sistema di carico nell’acetaboloprotesizzato

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Lo stato di sollecitazione nell’impianto protesico

Si possono definire alcuni comportamenti di massima:• le deformazioni longitudinali, nella regione ossea prossimo-mediale,

sono inferiori a quelle fisiologiche, superiori nella parte distale, • le deformazioni circonferenziali, sono più elevate, rispetto ai valori

"fisiologici" (negli steli a press-fit si ha un aumento delle tensioni circonferenziali pari al 125%, Walker 1992)

• sono presenti elevate sollecitazioni torsionali intorno all'asselongitudinale della protesi

• all'interfaccia osso-impianto si hanno sollecitazioni di taglio e compressione

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Lubrificazione dell’articolazione fisiologica

Non è ben noto quali siano i meccanismi che garantiscono la separazione delle cartilagini per mezzo del liquido sinoviale, un’ipotesi può essere che:

• all’atto dell’appoggio calcaneare, con un rapido aumento del carico ed una riduzione della velocità, il liquido sinoviale rimanga “intrappolato per schiacciamento” e si abbia una lubrificazione elastoidrodinamica per la presenza di una pellicola di schiacciamento (squeeze-film);

• nelle successive fasi del ciclo del passo, si ha una diminuzione del carico ed un aumento di velocità per cui un meccanismo di tipo elastoidrodinamico classico potrebbe assicurare la lubrificazione;

• nella fase di pendolamento, in presenza di un’elevata velocità relativa ed un carico articolare basso, vi sia uno spazio relativamente ampio fra le cartilagini, riempito di liquido sinoviale;

• nella fase finale di spinta calcaneare potrebbe ripetersi il meccanismo di “squeeze-film”.

Inoltre, nei casi in cui lo spessore di fluido non fosse in grado di assicurare la lubrificazione, potrebbe attivarsi la lubrificazione di strato limite che si avvarrebbe della presenza di uno strato di fosfolipidi adesi alle superfici articolari.

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lubrificazione dell’articolazione protesizzata

Nel caso di una coppa acetabolare in polietilene (UHMWPE) con testa femorale metallica o ceramica, i parametri che determinano lo spessore della pellicola di schiacciamento (squeeze-film) sono legati a:

• raggio della testa femorale (anche nel metallo\metallo);• gioco radiale fra testa del componente femorale e coppa acetabolare;• spessore della coppa acetabolare e modulo elastico del materiale che la

costituisce.In particolare l’altezza della pellicola è direttamente proporzionale al

raggio della testa femorale ed allo spessore della coppa ed èinversamente proporzionale al gioco fra le superfici a contatto ed al modulo di elasticità del polietilene

lubrificazione dell’articolazione protesizzata

43 °C

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anatomia funzionale

femore

acetabolo

fisiologica

femore

acetabolo



stab. primaria

fattori meccanici

mob. settica

osteoinduzione

tecnica chirurgica

fattori biologici

stab. secondaria

rimodellamento


mobilizzazione


detriti di usura

micromovimenti


ancoraggio

accoppiamenti

materiali

finiture sup.

rivestimenti sup.

modularità

diametro testa

stelo

acetabolo

scelteprogettuali

protesi d'anca

Stabilità primaria e secondaria

La fissazione primaria è ottenuta durante l’impianto, mentre la fissazione secondaria è il risultato della riparazione e del rimodellamento osseo che avvengono durante il processo di guarigione.

Il successo di un impianto protesico è legato all’ottenimento della stabilitàbiologica secondaria, possibilmente con integrazione ossea (riducendo al minimo lo spazio tra protesi ed osso).

In sintesi, prescindendo da aspetti biologici e chirurgici, si può dire che la forma della protesi determina la stabilità primaria; i rivestimenti condizionano la neoformazione ossea ed infine la finitura superficiale contribuisce ad ottenere la stabilità secondaria

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stress-shielding

Il fenomeno dello stress-shielding, indotto dall’elemento protesicorigido, causa una riduzione della massa ossea, corticale e trabecolare, che può anche raggiungere valori del 50% dopo pochi anni e che riduce la resistenza dell’osso e la sua capacità di sopportare i carichi trasmessigli.

anatomia funzionale

femore

acetabolo

fisiologica

femore

acetabolo



stab. primaria

fattori meccanici

mob. settica

osteoinduzione

tecnica chirurgica

fattori biologici

stab. secondaria

rimodellamento


mobilizzazione


detriti di usura

micromovimenti


ancoraggio

accoppiamenti

materiali

finiture sup.

rivestimenti sup.

modularità

diametro testa

stelo

acetabolo

scelteprogettuali

protesi d'anca

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Mobilizzazione asettica

La mobilizzazione asettica continua ad essere una delle principali causa di fallimento delle protesi d'anca maggiormente presente nei soggetti più giovani e di maggior massa corporea

Qualunque sia il meccanismo che conduce alla mobilizzazione, essa è certamente favorita dalla mancanza di stabilità dell'impianto nell'immediato post-operatorio

Mobilizzazione asettica

Fra le cause che concorrono a determinare la mobilizzazione asettica sono predominanti:

• i fattori meccanici, come la presenza di movimenti tangenziali, dovuti alle diverse caratteristiche dei materiali a contatto

• la produzione di detriti, sia metallici che di polietilene • la qualità dell'osso in cui è posto l'impianto • le alterazioni meccaniche e geometriche legate al processo di

invecchiamento, sia per la minore capacità dell'osso porotico di compensare l'elevata rigidezza degli impianti, sia per l'aumento delle dimensioni interne del canale midollare.

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Migrazione e micromovimenti La differente rigidezza delle strutture a contatto, la presenza di vincoli in grado di trasmettere solo sollecitazioni di taglio e di compressione sono alcuni dei fattori che rendono inevitabili i micromovimentirelativi; essi sono, al tempo stesso, causa ed effetto del tipo di interfaccia presente fra osso ed impiantoUna distinzione va comunque fatta fra la migrazione, che rappresenta una variazione permanente della posizione dello stelo rispetto all'osso ed il micromovimento, che definisce lo spostamento elastico, quindi recuperabile, presente durante il ciclo del passo

Osteolisi secondaria a detriti

Qualora si verifichi un cospicuo fenomeno di corrosione o d’usura massiva di un metallo, si osserva la pigmentazione dei tessuti circostanti, fenomeno detto “metallosi”. Tale evento è frequente nelle protesi con accoppiamento metallo-metallo.

L’osteolisi periprotesica fu descritta per la prima volta da Charnley nel 1975,si manifesta, per lo più, con una perdita focale

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anatomia funzionale

femore

acetabolo

fisiologica

femore

acetabolo



stab. primaria

fattori meccanici

mob. settica

osteoinduzione

tecnica chirurgica

fattori biologici

stab. secondaria

rimodellamento


mobilizzazione


detriti di usura

micromovimenti


ancoraggio

accoppiamenti

materiali

finiture sup.

rivestimenti sup.

modularità

diametro testa

collettolunghezzasezionecollo

stelo

metal backfissaggio

acetabolo

scelteprogettuali

protesi d'anca

Scelte progettuali

Esistono circa 400 modelli differenti di protesi d’anca

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Ancoraggio

comunque venga realizzato, la mancanza di legami chimici fra osso ed impianto fa si che esso sia affidato all’azione meccanica della stabilità di forma e della successiva osteointegrazione esplicata, a livello microscopico, dalla aree di interferenza fra le superfici corrispondenti della protesi e dell’osso.

L’uso di rivestimenti in grado di non inibire o di stimolare la ricrescita ossea rappresenta il primo passo in una diversa direzione che probabilmente si svilupperà con il contributo dell’ingegneria genetica.

L’elemento di confronto, per ogni nuovo impianto, è costituito dai risultati delle protesi cementate

• con cemento• biologico

Ancoraggio biologicola protesi non cementata richiede una congruenza anatomica difficile da realizzare

sia nel canale midollare, che sulle superfici di osteotomia. la distinzione fra protesi cementate e non cementate è assai meno significativa di

quanto fino ad oggi non si sia voluto ritenere. In entrambi i casi la fissazione dei componenti è affidata alla presenza di microincastri; eguale l'atrofia subita dall'osso, simile il comportamento biochimico dei tessuti presenti all'interfaccia spesso, analoghe le complicazioni (formazione di cisti e di aree di osteolisi intorno agli steli cementati, che diede origine al concetto di "patologia del cemento“)

un intimo contatto osso-protesi Ciò vuol dire che, fra le due superfici, vi deve essere una distanza massima compresa fra 0.3-0.5 mm (Carlsson 1988) e 1 mm (Harris et al. 1983).

Vantaggi assenza di cemento da rimuovere in caso di reimpiantoconsentirebbe di ottenere un ancoraggio tridimensionale, fra protesi ed osso, in grado di trasferire, attraverso l'interfaccia, anche sollecitazioni di trazione

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Osso spugnoso

Tantalio

microincastri ???

Zweymuller K.A. C.O.R.R. 1988

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Ancoraggio con cemento

MALa reazione di polimerizzazione è fortemente

esotermicaLa rimozione del cemento, nel corso di un

reimpianto, è complessa

• Ottima congruenza anatomica• Carico precoce

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Materiali: lo stelo

Resistenza a fatica

In protesi applicate su soggetti in corsa o camminanti normalmente sono state misurate forze pari a 4,3 o 3,3 volte il peso del corpo umano e queste forze vengono applicate circa 700 volte per ogni chilometro percorso. Anche una persona che conduca una vita sedentaria carica il proprio peso su ciascuna gamba 5-10*103 volte al giorno, il che vuol dire più di 106 volte all'anno. Si tratta, tenendo conto delle ridotte sezioni resistenti degli impianti, di condizioni che possono causare l'insorgenza di fenomeni di fatica.

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CorrosioneI materiali metallici utilizzati per applicazioni biomediche devono

possedere una elevata resistenza alla corrosione. I fluidi presenti nel corpo umano, caratterizzati dalla presenza di cloruri e ricchi di ossigeno, sono infatti fortemente aggressivi per la maggior parte dei materiali metallici, avendo ad esempio una aggressività simile a quella dell'acqua di mare

Quasi tutti gli altri metalli, compresi quelli considerati molto resistenti alla corrosione come gli acciai inossidabili e il titanio, hanno potenziali di ossidazione inferiori a quello di riduzione di ossigeno nel corpo umano, e pertanto sono termodinamicamente suscettibili di corrosione.

Meccanismi di corrosione

Materiali: le coppe acetabolariI vari materiali che possono essere utilizzati per la realizzazione delle

coppe acetabolari di protesi d’anca (o corrispondenti componenti per le protesi di ginocchio) sono:

• metalli,• ceramiche,• polietilene ad ultra alto peso molecolare (UHMWPE), i possibili accoppiamenti sono rappresentati da:• accoppiamento metallo/UHMWPE, • accoppiamento ceramica/UHMWPE, • accoppiamento ceramica/ceramica, • accoppiamento metallo/metallo,la più significativa novità, emersa negli ultimi anni, è connessa all’utilizzo

di:• UHMWPE reticolato.

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Materiali: le teste femoraliPer la realizzazione di teste femorali possono essere utilizzate sia leghe di

cobalto, sia (anche se in misura minore) acciai inossidabili austenitici.Le leghe di cobalto rappresentano oggi la scelta elitaria, grazie in primo

luogo alla elevata durezza di tali leghe. Lo sviluppo degli acciai inossidabili ad alto tenore di azoto (soprattutto nella variante priva di nichel) potrebbe però rilanciare anche tale materiale, soprattutto per le protesi che utilizzano steli nello stesso materiale. Tra le varie leghe di cobalto standardizzate, la più usata per teste femorali (che vengono in genere ottenute per lavorazione meccanica partendo da barre èprobabilmente la lega forgiata ISO 5832-12, CoCrMo ad alto carbonio

Non vengono invece praticamente più utilizzati per teste femorali (e coppe acetabolari) né il titanio né le sue leghe, a causa delle inadeguate proprietà tribologiche di tale materiale

Materiali metallici

I vantaggi connessi all’uso dei materiali metallici sono:• costo relativamente basso (se paragonato alle ceramiche),• affidabilità strutturale (non vi è rischio di rotture),• semplicità di lavorazione (in genere per asportazione di truciolo).Gli svantaggi sono legati a:• una durezza inferiore a quella delle ceramiche, che possono

determinare una maggior usura della controsuperficie articolare (soprattutto se in UHMWPE) ed una maggior facilità di danneggiamento in caso di usura a tre corpi per presenza ci corpi estranei (detriti di osso o di cemento osseo).

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CeramichePer la realizzazione di teste femorali e nel caso di accoppiamento

ceramica/ceramica anche di coppe acetabolari possono essere utilizzati due diversi tipi di ceramica: l’allumina e la zirconia.

In generale i vantaggi connessi all’uso dei materiali ceramici sono:• inerzia chimica: sono materiali biocompatibili e sono immuni da corrosione,• stabilità: non si degradano nel tempo,• rigidità: sollecitati, non sono soggetti a grossi cambiamenti dimensionali,• durezza: elevata resistenza all’abrasione,• idrofilicità: consentono una migliore lubrificazione e un minore coefficiente di

attrito,• possibile elevata qualità della finitura superficiale.Le problematiche connesse all’uso dei materiali ceramici sono:• i materiali ceramici sono intrinsecamente fragili e possono andare incontro a

rottura, • la tecnologia di produzione è complessa e richiede elevato know-how, tanto

che pochi sono i produttori in grado di produrre componenti ceramici.• il costo dei componenti ceramici è conseguentemente elevato.

UHMWPEIl polietilene è un materiale polimerico ottenuto dal monomero etilene.L’UHMWPE può essere trasformato in semilavorati o prodotti finiti

mediante:• stampaggio per compressione (di lastre),• stampaggio diretto per compressione (di componenti protesici),• estrusione RAM (di barre),che possono comunque indurre una certa diminuzione del peso

molecolare.I vantaggi dell’UHMWPE sono:• elevata resistenza all’urto• ottima biocompatibilità• basso coefficiente d’attrito• elevata stabilità chimica (viene prodotto senza additivi o stabilizzanti)Lo svantaggio principale è connesso alla:• Relativa suscettibilità a fenomeni di usura.

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Finitura superficiale: estensione e distribuzione

dovrebbe essere il più estesa possibile per ottenere la massima fissazione, ma gli effetti negativi che il rivestimento poroso ha sulle proprietà del materiale, il notevole rilascio ionico che le caratterizza ed il trasferimento delle sollecitazioni (stress shielding) provocato da tale tipo di rivestimento hanno condotto a limitare la quantità di superficie biologicamente attiva alla porzione superiore dello stelo (appoggio metafisario) applicata con continuità su tutta la superficie interessata

Finitura superficiale: tipo di superficie

titanio reso ruvido, rivestimenti madreporici di sferule di cromo-cobalto o titanio, applicazioni di grovigli di filo di titanio, titanio spruzzato a plasma e materiali bioattivi non metallici come idrossiapatite ( HP), fosfato tricalcico (TCP) o biovetri, superfici porose

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Superfici poroseGli studi sui materiali porosi, come rivestimento di componenti protesici, risalgono alla fine degli

anni '60 e hanno riguardato gli aspetti fondamentali della fissazione biologica:• dimensione dei pori: gli impianti commerciali hanno porosità comprese fra i 50 e i 500 µm

senza che siano note sensibili differenze di comportamento. Secondo Cameron (1982), il movimento relativo presente all'interfaccia osso-stelo a causa del carico e della differente rigidezza è di circa 25 µm per cui il valore medio della porosità non dovrebbe essere inferiore a 150 µm;

• spessore del rivestimento: sempre estremamente contenuto, è una conseguenza delle scelte relative al diametro dei pori, al numero di strati o al procedimento di ottenimento della superficie;

• resistenza dell'interfaccia: generalmente l'interfaccia delle protesi porose ha una più elevata resistenza a trazione e a taglio e una maggiore rigidezza (Spector et al. 1982);

• micromovimenti dell'interfaccia: il grado di stabilità iniziale assicurato all'impianto èdeterminante nel condizionare l'ancoraggio; per ottenere la ricrescita ossea i movimenti tangenziali dell'interfaccia non dovrebbero superare, secondo i 30 µm (Pilliar et al. 1986);

• rilascio ionico: negli impianti porosi è stata evidenziata una velocità di corrosione superiore di 5-10 volte a quella presente negli impianti lisci. L'aumento di ioni metallici rilasciati puòcausare una maggiore sensibilizzazione allergica e un effetto cancerogenetico;

• tipo di materiale: in laboratorio la ricrescita ossea è stata ottenuta adoperando metalli, polimeri e ceramiche. Per i diversi tipi di materiale non è attualmente possibile affermare quale agisca meglio a lungo termine. Studi svolti in vivo su animali non hanno evidenziato differenze di comportamento fra Titanio e Cr-Co-Mo.

Rivestimenti superficiali: IdrossiapatiteL’idrossiapatite è un materiale ceramico di composizione Ca10(PO4)6OH2 molto

simile alla componente mineralizzata dell’osso Esiste una rilevante variabilità nelle risposte fornite dall'idrossiapatite, in

condizioni di prova simili che può essere attribuita ad una serie di fattori in grado di influenzare l'adesione ceramica-metallo:

• rugosità superficiale; • grado di ossidazione; temperatura; • velocità di raffreddamento;• storia termica della ceramica e della lega; • forma e spessore del rivestimento; • grado di porosità dell'interfaccia; • processo di deposizione con plasma; • tipo ed intensità del carico • cambiamento di fase: da α-fosfato tricalcico a β-fosfato tricalcico che, nel

corso della diffusione con plasma, si verifica nella struttura della ceramica determinando, nella maggioranza dei casi, ceramiche di fosfato di calcio non cristalline

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Rivestimenti superficiali: Biovetri

I biovetri sono vetri inorganici formati da miscele di Na2O-CaO-P2O5-SiO2 in intervalli definiti di composizione, progettati in modo da provocare reazioni superficiali controllate una volte introdotte nell’organismo (Figura 26), con la formazione di un certo legame chimico con i tessuti biologici.

Essi vengono riassorbiti in tempi piuttosto rapidi e creano condizioni chimiche locali che favoriscono i processi di osteointegrazione, in quanto nei pori (3-30 micrometri) che si producono a seguito della formazione di un gel attivo a base di silice, sulla superficie dell’impianto si nucleanocristalli di idrossiapatite

Modularità

• Maggiore adattabilità anatomica• Maggiore quantitativo di detriti di usura

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Diametro testa

Il diametro della testa influenza anche l’ampiezza dei movimenti concessi dalla protesi, con una relazione di proporzionalità diretta ed è collegabile al rischio di lussazione e di contatto precoce dei componenti, con una relazione di proporzionalitàinversa

Nel caso di accoppiamento metallo-metallo, prove di laboratorio hanno dimostrato che il quantitativo di detriti dovuti all’usura diminuisce all’aumentare dei diametri

22 - 32

Geometria dello stelo

• collo • antiversione del collo, • angolo cervico-diafisario• colletto• dimensioni dell'impianto• sezione retta dello stelo• lunghezza dello stelo• rigidezza• geometria del corpo dello stelo• taglie

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Geometria dello stelo

I modelli di stelo femorale si sono evoluti secondo filosofie differenti, ogni sistema di classificazione è arbitrario; è tuttavia possibile individuare dei modelli generali di steli in base al loro sviluppo nel piano frontale ed in quello sagittale:

• retti;• curvi;• anatomici. Non si tratta solo di una differenziazione morfologica ma di una diversa maniera

di intendere la ricerca di quella congruenza superficiale che limitando la distanza fra osso e superficie protesica rende più probabile lo sviluppo di strutture ossee adese alla protesi.

La ricerca di un contatto, il più possibile esteso e che si sviluppi in maniera tridimensionale ha portato allo sviluppo delle protesi “anatomiche” dove si tiene conto anche della curvatura sul piano sagittale con la realizzazione di protesi asimmetriche

Proprietà meccaniche dell’osso e dei materiali protesici

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Rigidezza

L'entità della differenza fra le caratteristiche meccaniche dell'osso e quelle dello stelo fa sì che le deformazioni delle due strutture non siano congruenti e siano presenti micromovimenti relativi che, oltre che inibire l’apposizione di osso neoformato, possono indurre rapidamente fenomeni di abrasione e di formazione di detriti.

L'uso di impianti meno rigidi dovrebbe portare, quindi, a un minor riassorbimento osseo, questa considerazione ha condotto all'uso del titanio ed allo sviluppo di progetti di steli in materiali compositi con basso modulo di elasticità ed elevata resistenza

«isoelasticità » ??

Geometria dell’acetabolo

• alette• filettatura• viti• metal-back e modularità• Press-fit

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Alette

Hanno la funzione di assicurare la stabilità primaria; indipendentemente dalla forma inducono sempre elevate concentrazioni di tensioni localizzate nelle aree in cui penetrano nell’osso (Ries et al. 1999). Per tale ragione richiedono un’accurata predeterminazione delle dimensioni dell’impianto e della preparazione della cavità acetabolare; possono causare una parziale mancanza di contatto all’interfaccia neocotile-osso. Considerando che in un cotile non cementato il carico viene trasmesso attraverso la rima acetabolare, si deve accuratamente evitare che in tale area vi sia perdita di contatto

Cotili autofilettanti

Le coppe filettate possono avere sostanzialmente tre diverse forme: parabolica, tronco-conica, o emisferica; in ogni caso provocano nell’osso acetabolare un’aumento delle sollecitazioni in direzione medio-laterale con sforzi di compressione nella parte inferiore e superiore della coppa. L’adozione di cotili autofilettanti ha certamente migliorato i risultati a medio termine, inizialmente assai poco incoraggianti, tuttavia la mobilizzazione asettica, legata anche alle caratteristiche della filettatura, rappresenta un problema rilevante ed attuale.

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Metal-back e modularitàConsente:• uniforme distribuzione delle sollecitazioni• diminuire lo spessore del polietilene, • sostituire l’inserto in polietileneI micromovimenti fra inserto e guscio ed il livello di finitura superficiale

della parte interna del guscio metallico hanno costituito le cause del maggior quantitativo di detriti di usura che questo tipo di coppa ha rilasciato rispetto ai componenti non modulari.

La presenza del guscio metallico causa, nella struttura ossea:• più elevate sollecitazioni lungo il bordo della coppa, • nella parte centrale dell’acetabolo si ha un livello di sollecitazioni

inferiore al fisiologico.

press-fit

Nel caso di coppe non cementate a press-fit il carico viene trasmesso principalmente attraverso l’osso corticale della rima acetabolare e quindi deve essere evitato un posizionamento troppo mediale ed una perdita di contatto con la rima

può essere opportuna la presenza del foro apicale, che consente al chirurgo di determinare l’avvenuto, corretto posizionamento della coppa

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CasisticheStelo Ancoraggio N.

casi

Durata follow

up (anni)

Autore

Anatomic biologico 74 10 Archibeck (2001) Mallory Ti biologico 245 10/13 Bourne et Al. (2001)

Titanio + HA biologico 274 10-13 D’Antonio (2001) Ti + HA biologico 380 10/13 D’Antonio et Al. (2001) Bicontact biologico 200 9 Eingartner et Al. (2000)

Lord biologico 103 10 Inoue et Al.(2001) PCA biologico 311 12 Kawamura et Al. (2001)

Lord I tipo biologico 76 13 Keisu et Al. (2001)

IQL biomet biologico 430 6 Mella-Sousa et Al. (2001)

Superficie porosa biologico 134 9 Moreland e Moreno

(2001) Rivest. HA biologico 100 8 Oosterbos et Al. (2001)

Natural hip - Sulzer biologico 88 6 Pace (2000)

CLS biologico 232 9 Schreiner et Al. (2001) Muller con cemento 76 9 Acklin (2001)

Ti con cemento 255 10 Eingartner et Al. (2001) Titanio con cemento 133 10 Grubl et Al. (2002) Muller con cemento 180 10 Havinga et Al. (2001)

T 28 acciaio inox liscio con cemento 379 21 Meding et Al. (2000)

TR-28 shot blast cromo con cemento 171 18 Meding et Al. (2000)

Muller (CoGNiMo) con cemento 49 15 Raber et Al. (2001)

Exeter con cemento 325 12 Williams et Al. (2002)

> 4000 impianti

Buoni > 95%

Evoluzione clinica

1 anno

4 anni 6 anni

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ProspettiveDirettive comunitarieMetodi quantitativi di analisi di immagini

Radiologia convenzionaleDEXAStereolitografia e prototipazione rapida

Chirurgia assistita – passivi monitorizzano semplicemente la posizione e l'orientamento degli

strumenti ma lasciano che il chirurgo sia libero di usarli a suo piacimento, Questa categoria può essere suddivisa ulteriormente in tre sottocategorie:

– pianificatori preoperatori– simulatori chirurgici (per lo più usati preoperatoriamente)– navigatori o sistemi di ausilio (usati intraoperatoriamente).– semiattivi riducono le possibilità di movimento degli strumenti

esclusivamente ad un’area sicura,– attivi hanno il pieno controllo del movimento degli strumenti chirurgici,

Valutazione clinica funzionale

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