SEMINARIO. Testing e certificazioni per le protesi totali d anca. 14 Dicembre 2011, Dipartimento di Ingegneria Meccanica, Università di Cagliari

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1 SEMINARIO Testing e certificazioni per le protesi totali d anca 14 Dicembre 2011, Dipartimento di Ingegneria Meccanica, Università di Cagliari Claudia Giacomozzi Dipartimento di Tecnologie e Salute Istituto Superiore di Sanità, Roma (c_giacomozzi@yahoo.com; claudia.giacomozzi@iss.it) Introduzione Le protesi articolari dell anca sono sistemi artificiali che vengono completamente impiantati all interno del corpo umano, allo scopo di sostituire in parte o totalmente l articolazione coxofemorale. I dispositivi utilizzati sono ormai entrati nella normale pratica clinica e sono attualmente considerati la cura più efficace e, fatti i debiti conti, meno costosa. La principale criticità dell intervento di sostituzione è rappresentata proprio dalle componenti protesiche, costruite con materiali e forme diversi. Si identificano essenzialmente tre categorie di riferimento: 1. protesi cementate; 2. protesi ibride; 3. protesi non cementate. Nelle protesi cementate le componenti vengono fissate all osso tramite cemento acrilico a polimerizzazione rapida che riempe completamente lo spazio fra superficie protesica e tessuto osseo. L impianto risulta, così, immediatamente stabile e il paziente può camminare già dopo pochi giorni dall intervento. Nelle protesi non cementate le componenti vengono forzate sull osso attraverso un accoppiamento diretto; in questo modo si assicura una stabilità primaria della protesi mediante l ancoraggio meccanico, confidando di raggiungere una stabilità secondaria mediante l ancoraggio biologico dovuto alla crescita e al rimodellamento osseo. Le forze sviluppate all interfaccia non si devono tradurre in movimento relativo fra protesi ed osso per cui è importante ottenere una geometria del canale tale che tutta la superficie laterale dello stelo sia a contatto con l osso. Minore è la superficie di contatto, maggiori sono gli sforzi locali che possono in alcune zone danneggiare l osso: dove non c è contatto non vengono trasmesse sollecitazioni e può esserci riassorbimento. Inoltre la geometria dello stelo deve essere tale che, sotto il continuo carico, la protesi non sprofondi nel canale midollare. 1

2 La finitura superficiale (scelta di materiali macroporosi o presenza di fori attraverso lo stelo) può svolgere un ruolo importante per l osteointegrazione delle protesi non cementate. Uno stelo molto liscio si ancora difficilmente all osso ed ha la tendenza a non trasmettere sforzi tangenziali generando movimenti relativi. Le soluzioni adottate prevedono l ottenimento di porosità superficiali con pori di dimensioni dell ordine di 100 µm, in modo da permettere l alloggiamento degli osteoni e l inglobamento nella matrice ossea, così come il semplice aumento della rugosità superficiale. I materiali usati per realizzare il rivestimento poroso sono titanio e leghe di titanio. L ancoraggio biologico richiede alcune settimane allungando notevolmente il decorso post-operatorio: il paziente può rimettersi in piedi già dopo alcuni giorni dopo l intervento, ma deve attendere almeno 45 giorni prima di caricare completamente l arto operato. Ci sono infine protesi ibride, nelle quali solo la parte acetabolare non è cementata. Le tre diverse tipologie sono mostrate in figura 1: A) B) C) Figura. 1: tipi di protesi: cementata A), ibrida B), non cementata C) 2

3 La scelta tra i tipi diversi di protesi viene effettuata in base alle caratteristiche clinico-anatomiche del paziente, in particolare allo stato di mineralizzazione dell osso e all età. In genere, nei soggetti più giovani si preferisce l utilizzo di protesi non cementate, confidando nelle maggiori potenzialità osteogeniche del tessuto osseo. Nei soggetti affetti da patologie del metabolismo osseo e in tutti i soggetti anziani sono preferite protesi non cementate. Esistono tre tipi di intervento di sostituzione protesica dell'anca: - la sostituzione totale (artroprotesi) che prevede di intervenire su entrambe le componenti articolari, femorale e acetabolare; - la sostituzione parziale (endoprotesi) che prevede di mantenere l'acetabolo naturale; - il reintervento (revisione) che prevede la sostituzione di una protesi precedentemente impiantata. Nella maggior parte dei casi la sostituzione totale viene impiegata nel trattamento di patologie degenerative. In questa circostanza è necessario sostituire entrambe le componenti articolari e la protesi è formata da quattro elementi come mostrato in figura 2: lo stelo, che si impianta nel femore; la testa, che si inserisce sullo stelo; il cotile, che viene impiantato nel bacino in corrispondenza dell'acetabolo; l inserto posto all'interno del cotile. Figura. 2: a) componenti di una protesi d anca; b )protesi impiantata La sostituzione parziale è, invece, generalmente indicata nel trattamento di pazienti che hanno subito una frattura del collo del femore e che non siano trattabili con altri mezzi di sintesi; in questo caso 3

4 viene sostituita solo la componente femorale, inserendo sullo stelo una testa di maggiori dimensioni (paragonabili a quelle della testa femorale naturale) che si articola direttamente con l'acetabolo naturale. Un esempio di sostituzione parziale e totale è mostrato in figura 3. Figura 3: Schema di protesi di anca: A) totale non cementata; B) parziale cementata Ogni anno vengono effettuati in Italia circa interventi di sostituzione protesica dell'anca. La tabella 1 riporta la loro suddivisione per tipologia, in base alla classificazione internazionale delle malattie ICD9 CM (International Classification of Diseases, 9th revision, Clinical Modification) che riguarda le malattie, i traumatismi, gli interventi chirurgici e le procedure diagnostiche e terapeutiche. Tabella 1: Interventi di sostituzione protesica dell'anca in Italia. Anni Codice ICD9- CM Denominazione Sostituzione totale dell'anca Sostituzione parziale dell'anca Revisione di sostituzione dell'anca Totale (Fonte: dati Schede di dimissione ospedaliera - ministero della Salute) 4

5 Si può osservare nella tabella un andamento crescente del numero degli interventi effettuati annualmente. Impianti: successo e fallimento di un impianto. L insuccesso di un impianto protesico dell anca può essere dovuto a vari fattori tra cui processi di natura biologica, che portano alla mobilizzazione di una o entrambe le componenti protesiche, oppure al fallimento strutturale dell impianto stesso (rottura a fatica, corrosione e usura). In sostanza la vita di una protesi dipende dal processo d interazione tra due entità diverse: da una parte l osso caratterizzato da una evoluzione continua, dall altra la protesi, la cui struttura meccanica è notevolmente sollecitata dall ambiente chimicamente aggressivo e dai carichi indotti dall attività motoria. I materiali impiegati nella costruzione delle protesi devono possedere le seguenti caratteristiche: elevata resistenza meccanica; biocompatibilità; elevata resistenza alla fatica; elevata resistenza all usura chimica; elevata resistenza all usura meccanica. I materiali maggiormente impiegati per lo stelo protesico sono le leghe di cromo-cobalto (Cr- Co- Mo-) o di Titanio (Ti- Al- V-). La testina protesica può essere realizzata in metallo o in ceramica. L acetabolo protesico in genere viene realizzato utilizzando polietilene ad alta densità o ceramica. Frequentemente è presente anche un guscio metallico di rinforzo per limitare le deformazioni. Le leghe di titanio resistono bene all aggressività dell organismo, tuttavia è nota loro suscettibilità alla corrosione per sfregamento. Le altre leghe subiscono l attacco di tutte le forme di corrosione generalizzata e localizzata. Gli effetti della corrosione localizzata associata a sollecitazioni cicliche possono portare a cedimenti dello stelo per fatica meccanica. Infine queste leghe tendono a rilasciare ioni liberi che a seconda della quantità e della capacità dell organismo di smaltirli possono esser dannosi per le cellule e possono dare luogo a patologie sistemiche. E opportuno notare, in particolare, che le leghe di Co- Cr-Mo contengono in realtà anche piccole percentuali di nichel: ovviamente, in condizioni di stelo integro e a seguito di passivazione, la probabilità di rilascio di nichel è molto bassa, ma nel caso di danneggiamento della finitura superficiale il rilascio potrebbe avvenire ed essere particolarmente dannoso per pazienti che hanno sviluppato allergia allo specifico metallo. 5

6 Lo sviluppo di nuovi impianti protesici si è basato nei passati decenni sulla valutazione del risultato clinico, attraverso processi di prova ed errore. Questo approccio appare inadeguato e ha prodotto vari sforzi nella ricerca internazionale verso la definizione di fasi aggiuntive rispetto al tradizionale ciclo di vita di un nuovo prodotto. I meccanismi di fallimento sono classificabili in base alla durata funzionale in situ raggiunta dal dispositivo: - cause di fallimento a breve termine: infezione, lussazione, allergia; - cause di fallimento a medio termine: cedimento strutturale di un componente, scollamento di un componente dall osso (fenomeno detto mobilizzazione) a seguito di cedimento strutturale del riempitivo oppure a seguito di grave ipotrofia del tessuto ospite (fenomeno detto stress shielding o stress bypass); - cause di fallimento a lungo termine: mobilizzazione di un componente a seguito di ipotrofia ossea legata alla reazione immunitaria contro frammenti di materiale artificiale (fenomeno detto osteolisi periprotesica), cedimento strutturale a fatica. Attualmente la durata funzionale media degli impianti è limitata essenzialmente dai meccanismi di fallimento a lungo termine. La conservazione di una buona funzionalità in un impianto che ha già funzionato per svariati anni, che quindi ha già sviluppato una interazione favorevole con il tessuto ospite, è legata sostanzialmente a due fattori. Il primo è l affidabilità meccanica, poiché la resistenza meccanica dei componenti strutturali si riduce in seguito all applicazione di diversi milioni di cicli di carico; il secondo è la biocompatibilità in quanto il tessuto ospite è in grado di smaltire solo fino ad una certa soglia i frammenti di materiale artificiale prodotti, ad esempio, dall usura del giunto articolare. L individuazione di nuovi criteri di progetto che portino l impianto ad una durata funzionale superiore al limite attuale è quindi sostanzialmente legata - allo studio della resistenza a fatica dei componenti strutturali - alla minimizzazione dei fenomeni di usura. Le metodologie di indagine attualmente utilizzate da chi opera nel settore sono basate su studi clinici, test di resistenza a fatica, test di resistenza a usura, simulazioni con modelli matematici. 6

7 Aspetti normativi La dichiarazione di conformità e la marcatura CE costituiscono la documentazione necessaria e sufficiente per la libera circolazione dei prodotti in Europa. Le esigenze di sicurezza, salute e tutela dell'ambiente sono armonizzate in Europa mediante le Direttive Comunitarie. Le specifiche tecniche supplementari sono definite da Norme Tecniche "armonizzate" elaborate dagli Istituti Europei di Normazione (CEN, CENELEC ed ETSI) su mandato della Commissione Europea. Tali norme devono essere obbligatoriamente trasposte in norme tecniche nazionali, ed eventuali norme in conflitto devono essere ritirate. Le norme tecniche non hanno carattere cogente; al costruttore che non le applica spetta il compito di dimostrare che il proprio prodotto soddisfa in altro modo i requisiti essenziali di sicurezza previsti dalle direttive. Viceversa, il prodotto realizzato sulla base delle norme armonizzate beneficia di una presunzione di conformità ai requisiti essenziali delle direttive; questa è una strada più semplice da percorrere in quanto fornisce un esempio di prodotto costruito a regola d arte. L ente nazionale che partecipa in rappresentanza dell Italia all attività normativa degli organismi internazionali è l UNI, un'associazione privata senza scopo di lucro che svolge attività normativa in tutti i settori industriali, commerciali e del terziario ad esclusione di quello elettrico ed elettrotecnico di competenza del CEI (Comitato Elettrotecnico Italiano). A livello mondiale gli standard industriali e commerciali sono prodotti dall Organizzazione Internazionale per le Standardizzazioni (ISO), un organismo internazionale per la definizione degli standard, composto da rappresentanze di organi nazionali. In generale, le Norme vengono organizzate su 3 livelli: - le Norme di Livello 1 vengono definite generali, poichè contengono requisiti generali che si applicano all intera categoria di prodotto, e fanno eventualmente riferimento a norme particolari e specifiche (di livello 2 e 3); - le Norme di Livello 2 vengono definite particolari e si applicano ad insiemi ristretti della suddetta categoria di prodotto; - le Norme di Livello 3 vengono definite specifiche e si applicano a specifiche tipologie di prodotto all interno dei sottoinsiemi oggetto delle Norme di Livello 2. Il Fabbricante che intenda ottenere la conformità a tutti i requisiti per uno specifico prodotto, dovrebbe iniziare la consultazione delle Norme a partire da quelle di Livello inferiore. 7

8 In genere le norme ISO vengono recepite, armonizzate e diffuse in Italia dall'uni. E frequente la situazione in cui il recepimento riguarda soltanto le Norme di Livello 1. La conformità di un prodotto messo in libera circolazione deve essere dichiarata dal produttore o dall'organizzazione che commercializza il prodotto fornendo la dichiarazione di conformità CE. In alcuni casi la marcatura CE deve essere autorizzata da un ente terzo (o Organismo Notificato, ON) ed in tal caso accanto al simbolo CE compare il numero dell'on. Riferimento specifico ai Dispositivi Medici ed alle protesi articolari dell anca. In base alla direttiva 93/42/CEE concernente i Dispositivi Medici (DM), le protesi articolari dell anca, in quanto dispositivi medici impiantabili passivi rientravano nella classe di rischio IIb (la Direttiva identifica le classi di rischio progressivamente crescente I, IIa a IIb, III,). Secondo la direttiva 2005/50/CE della Commissione dell 11 agosto 2005 le protesi articolari dell anca, del ginocchio e della spalla sono state riclassificate, viste le richieste presentate dalla Francia e dal Regno Unito, come Dispositivi Medici di classe III. al fine di garantire un adeguata valutazione della conformità delle protesi articolari prima dell immissione in commercio ed una altrettanto adeguate sorveglianza del mercato post-vendita. Gli Stati Membri hanno applicato tali disposizioni a decorrere dal primo settembre A livello di Direttive Europee è poi stata emessa una successiva Direttiva relativa ai Dispositivi Medici, la 2007/47, recepita in Italia nel Marzo 2010, che non introduce variazioni specificamente indirizzate ai dispositivi protesici dell anca ma che richiede comunque una serie di variazioni nella gestione del rischio e delle indagini cliniche. Questi due specifici aspetti, seppure di estrema importanza, non vengono affrontati in questo seminario per motivi di tempo. Si suggerisce comunque l approfondimento della Norma Tecnica Armonizzata che si occupa della gestione del rischio per quanto riguarda i DM, ovvero la UNI CEI EN ISO 14971:2009 Medical devices - Application of risk management to medical devices. Lo standard specifico per le prove meccaniche su protesi articolari dell anca è la ISO 7206, che non è stata direttamente recepita come Norma Armonizzata, ma viene richiamata come standard da seguire all interno della Norma Armonizzata UNI EN ISO 21535:2007 Non-active surgical implants - Joint replacement implants - Specific requirements for hip-joint replacement implants (Norma di Livello 3). Nello specifico: l ultimo recepimento della UNI EN ISO è del settembre 2009 ed è entrato in vigore dal marzo Nel paragrafo 2 (Normative References) di pagina 1 la Norma cita testualmente The following referenced documents are indispensable for the 8

9 application of this document. For dated references, only the edition cited applies. For undated references, the edition of the referenced document (including any amendments) applies. L applicazione della ISO 7206 Implants for surgery Partial and total hip joint prosthesis, pur essendo di applicazione volontaria, fornisce quindi presunzione di conformità alle Direttive e può avere rilevanza contrattuale. Risalendo alle Norme di Livello superiore, la Norma di riferimento di Livello 2 è la ISO 21534:2007 Non-active surgical implants - Joint replacement implants -Particular requirements che contiene i requisiti da applicarsi a tutti i dispositivi impiantabili passivi afferenti alla famiglia delle protesi articolari. Infine, la Norma Armonizzata di riferimento generale, a Livello 1, è la UNI EN ISO 14630:2009 Non active surgical implants General requirements. Riassumendo, dunque, il quandro normativo europeo per le protesi articolari dell anca è il seguente: Norme Armonizzate di Livello 1(Generali) UNI EN ISO 14630:2009 Non-active surgical implants - General requirements Norme Armonizzate di Livello 2 (Particolari) UNI EN ISO 21534:2009 Non-active surgical implants - Joint replacement implants - Particular requirements Norme Armonizzate di Livello 3 (Specifiche) UNI EN ISO 21535:2009 Non-active surgical implants - Joint replacement implants - Specific requirements for hip-joint replacement implants (cita esplicitamente il riferimento alla norma tecnica (non armonizzata) ISO7206, nella versione corrente ) Norme tecniche specifiche non armonizzate ISO 7206 (ultimo aggiornamento 2011) Implants for surgery -- Partial and total hip joint prostheses La ISO 7206 La Norma si compone di varie parti, non tutte aggiornate contemporaneamente. Allo stato attuale, a fine 2011, le sue parti attualmente in vigore sono le seguenti: ISO :2008 Implants for surgery -- Partial and total hip joint prostheses -- Part 1: Classification and designation of dimensions Edition: 3 ISO :2011 Implants for surgery -- Partial and total hip joint prostheses -- Part 2: Articulating surfaces made of metallic, ceramic and plastics materials Edition: 3 9

10 ISO :2010 Implants for surgery -- Partial and total hip joint prostheses -- Part 4: Determination of endurance properties and performance of stemmed femoral components Edition: 3 ISO :1992 Implants for surgery -- Partial and total hip joint prostheses -- Part 6: Determination of endurance properties of head and neck region of stemmed femoral components Edition: 1 ISO :2003 Implants for surgery -- Partial and total hip-joint prostheses -- Part 10: Determination of resistance to static load of modular femoral heads Edition: 1 La parte normativa specifica per le prove a fatica su steli femorali è la ISO :2010 Part 4: Determination of Endurance Properties and Performance of Stemmed Femoral Components edizione del 2010, dove vengono definite le modalità da seguire nell effettuare i test per determinare le proprietà di resistenza a fatica dei componenti femorali di protesi parziali o totali dell anca. Vengono inoltre definite le condizioni sotto cui effettuare il test e come il campione deve essere sottoposto alla prova. Nei vari laboratori di prova, sulla base della suddetta norma, vengono redatte opportune procedure per l implementazione corretta e ripetibile di tutti gli aspetti del setup sperimentale. Brevemente: - la porzione più bassa del campione deve essere immersa all interno di un recipiente contenente del cemento per protesi (modulo di elasticità compreso tra 2000 e 6000 N/mm2); FONDAMENTALE VARIAZIONE RISPETTO ALLA PRECEDENTE VERSIONE DEL 2002:è rappresentata dalla distanza tra il centro della testa e il livello di incastro che è ora fissata pari a 80mm per gli steli di dimensioni standard (lunghezza compresa tra 120 e 250mm); tale distanza risultava invece parametrica nella versione del 2002, consentendo quindi agli steli più piccoli di essere cementati ad un livello più alto rispetto a quello attuale; - si devono applicare dei cicli di carico assiale al centro della testa della protesi (almeno 5 milioni di cicli a frequenza compresa tra 1 e 30 Hz). E importante che i carichi siano applicati al centro della testa e perché ciò sia possibile, è necessario cementare la protesi nella posizione corretta utilizzando un opportuno posizionatore. - Il dispositivo di test deve essere dotato di un meccanismo tale da minimizzare i carichi non coincidenti con l asse della macchina stessa (meccanismo di slitte). - E fondamentale che l intero sistema sia ben lubrificato per ridurre l attrito. 10

11 - Nel caso di prove in soluzione fisiologica, per steli modulari, la composizione della stessa deve essere conforme a quanto indicato da specifica norma (ISO 3696, soluzione di 9,0 g/l di NaCl in acqua distillata o deionizzata di grado 3, temperatura 37±1 C); in questo tipo di prove la frequenza di carico deve essere pari o inferiore a 5Hz. Catena di misura indicata nella norma ISO Nella norma vengono definiti anche gli assi principali, quello di carico passante per il centro della testa e quello passante per l asse dello stelo, e vengono dettagliatamente indicati i criteri da rispettare per un corretto posizionamento della protesi nel cemento (10 sul piano anatomico frontale, 9 sul Posizione del campione di protesi(senza antiversione) durante il test. 11

12 piano anatomico sagittale), con attenzione particolare agli steli che presentano antiversione (torsione pari ai gradi di antiversione). Per quanto riguarda i carichi da applicare, la normativa esplicita i carichi minimi, che devono essere tra 200 N e 300 N; e il carico massimo di 2300N per steli di misura stardard ; il numero di cicli deve essere pari a Il dispositivo di test deve avere un errore nel carico applicato minore del 2% al massimo carico, un carico sinusoidale alla frequenza primaria,una strumentazione per monitorare i valori al massimo e minimo carico con un accuratezza di 0,5 mm. Inoltre è necessario che il dispositivo operi ad una frequenza compresa tra 1 Hz e 30 Hz e che permetta l applicazione del carico specificato con un accuratezza pari al ±2% del range di carico. Durante il test va registrata la componente orizzontale o verticale della deflessione dinamica della testa (f), procedendo all interruzione del test se tale deflessione eccede 1,25 f o 5 mm. Il test termina con il raggiungimento del numero di cicli impostati o prosegue fino a quando il campione non si rompe. Al termine della prova, il campione deve essere esaminato, analizzando i difetti causati dal regime di carico. Ciascun batch di prova (ulteriore importante differenza rispetto alla versione 2002 della ISO ) prevede l esecuzione di test su un certo numero di campioni, in modo tale da avere almeno 6 test terminati con successo. Ciascun campione deve essere testato nella combinazione stelo-testa più sfavorevole. 12