Funzioni. La principale funzione meccanica dei tendini e dei legamenti è di trasmettere carichi tra gli elementi che essi connettono.

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1 Tendini e Legamenti

2 Legamento crociato

3 Funzioni La principale funzione meccanica dei tendini e dei legamenti è di trasmettere carichi tra gli elementi che essi connettono. TENDINI: sono corde fibrose composite che legano i muscoli alle ossa ed assicurano la continuità meccanica; trasmettono il carico di trazione dal muscolo all osso e quindi assicurano il moto dell articolazione. LEGAMENTI: dal latino ligare, che significa legare, connettono le estremità articolari dell osso riducendo i gradi di libertà delle articolazioni, limitando movimenti non fisiologici. In particolare, la principale funzione dei legamenti è di guidare il movimento dell articolazione, di mantenere la congruenza dell articolazione e di agire come un sensore di deformazione per l articolazione.

4 Composizione Cellule: fibroblasti ECM molto abbondante. I fibroblasti sono generalmente orientati longitudinalmente lungo il tendine e il corpo del legamento. Fibronettina: glicoproteina molto grande Assicura L interazione tra fibroblasti e matrice extracellulare, in particolare e l adesione fibroblasti-collagene, I componenti della matrice extracellulare sono: Proteoglicani Acqua Elastina Collagene

5 Collagene Il collagene è presente principalmente come collagene TIPO I, mentre nei legamenti è presente anche una quantità significativa di collagene TIPO III. Piccola quantità di collagene TIPO V, VI, X, XII sono presenti in parecchi legamenti. Costituenti biologici dei tessuti soffici Tessuto Collagene Elastina GAGs Water Tendini <3 1-1, Legamenti Crociato <5 2, Laterale <5 1-1, Pelle , Cartilagine tracce

6 Organizzazione del tendine Il tendine è caratterizzato da una struttura gerarchica con 6 livelli di organizzazione Livello molecolare : a questo livello possiamo riconoscere la tripla elica del tropocollagene. Le macromolecole di tropocollagene si aggregano durante la biosintesi per formare microfibrille ad un livello nanometrico; le microfibrille si impacchettano in subfibrille più spesse; queste subfibrille a loro volta si organizzano per formare le fibrille. Queste sono i blocchi che costituiscono il fascicolo del tendine. A livello fascicolare le fibrille di collagene sono in una forma ondulata o piegata. Due o tre fascicole impacchettate da una membrana reticolare formano un tendine.

7 Organizzazione tendine

8 Legamenti e organizzazione La microarchitettura del legamento crociato è stata spesso collegata all organizzazione gerarchica descritta per il tendine in cui le fibrille di collagene sono raggruppate in fibre che formano le unità subfascicolari, che sono legate insieme per formare un fascicolo che è incluso in fogli di tessuto connettivo lasso. Il legamento crociato anteriore ha una struttura complessa che può essere separata in due fasci principali: il fascio anteromediale ed il fascio posterolaterale. I fasci sono orientati in diverse direzioni, così che il legamento può girare medialmente e resistere a sforzi multiassiali.

9 Proprietà a trazione TESSUTO MODULO(MPa) Sforzo a rottura(mpa) Deformazione a rottura % Tendine Legamento

10 Proprietà a trazione

11 Proprietà a trazione

12 Proprietà a trazione del complesso tendine-legamento

13 Effetto della velocità di deformazione

14 Test dinamico-meccanico (Risposta in frequenza) Segnale di ingresso: onda sinusoidale Frequenza σ(τ) ε(τ) Φ/ω δ/ω E* E" Ampiezza dinamica Livello medio σ 0 0 ε E' time INPUT ε = ε sinϖt 0 OUTPUT Solido elastico lineare Fluido newtoniano σ ( t) = σ 0 sinϖt σ ( t) = ηϖε0 cosϖt Materiale viscoelastico σ ( t) = σ 0 sin( ϖt + δ ) π 0 < δ < 2

15 Test dinamico-meccanico (Analisi della risposta) σ ( t) = σ 0 sin( ϖt + δ ) σ ( t) ε 0 = E' sinϖt + E''cosϖt σ ( t) ε 0 σ 0 = sin( ϖt + δ ) ε 0 Complex modulus Storage modulus Loss modulus E * = σ 0 ε 0 * * E = E cosδ E = E sin δ La risposta è costituita da una parte in fase con il segnale sinusoidale imposto ed una sfasata; il modulo elastico E rappresenta l energia immagazzinata nel materiale, mentre E rappresenta l energia dissipata.

16 Modulo di perdita 7 d y n a m i c l o a d 5 N Loss Modulus E'', MPa Hz 10 Hz Loss Modulus E'', MPa ' hz 10 '' Hz Load, N L o a d, N legamento tendine

17 PROTESI PER TENDINI E LEGAMENTI Trattamento chirurgico di tendini e legamenti Attualmente l intervento maggiormente praticato è quello dell impianto di tessuto autogeno il più possibile simile a quello danneggiato: questo è proprio quello che accade per il LCA considerata l impossibilità di reperire tessuti ad esso completamente uguali. Essendo, infatti, questo legamento unico nel corpo umano, viene rimpiazzato da un innesto del terzo medio del tendine rotuleo. Le tecniche attualmente in uso prevedono l inserimento di un innesto (graft) nello spazio intracondilare allo scopo di ristabilire un legame tra i due segmenti ossei. L innesto può avvenire per donazione sia dal paziente stesso, sacrificando ad esempio un lembo del tendine rotuleo, e in tal caso si parla di innesto autogeno (autograft), sia da un donatore terzo, nel qual caso si parla di innesto allogeno (allograft). Tecnica intracondilare: a) artroscopia; b) posizionamento dell innesto

18 Durante il decorso post-operatorio si osserva che il tessuto reimpiantato inizialmente caratterizzato da fibre più omogenee ed equispaziate rispetto a quelle del LCA subisce una graduale ristrutturazione. Dopo circa un anno, infatti, si notano aree concomitanti in cui viene mantenuta l istologia del tendine e aree in cui si notano fibre ondulate e maggior quantità di elastina propri del LCA. Il tendine rotuleo si trasforma subendo un processo di rivascolarizzazione e di rimodellamento che lo rende più idoneo alla nuova funzione.

19 PROTESI ARTIFICIALI Protesi permanenti Sostegni Ponti Legamento Gore-Tex Legamento Stryker Dacron Legamento Richards Polyflex Bioprotesi ProCol xenograft Kennedy LAD Sostegno Intergraft Legamento Leeds-Keio

20 Protesi permanenti lo Stryker-Dacron Questa protesi è un composito di quattro nastri Dacron (polietilene tereftalato, PET) circondato da un tessuto Dacron. Struttura del legamento Stryker Dacron I terminali sono costituiti da materiale plastico per facilitare l innesto dell impianto nelle cavità ossee. Lo Stryker-Dacron nacque come ponte per creare nuovo tessuto, ma con indagini successive si è visto che piuttosto può considerarsi come una vera protesi. Infatti, esso presenta una durata a fatica molto elevata, più alta persino del normale ACL. Esso stato approvato dall FDA nel 1989 purché i precedenti interventi siano falliti.

21 Le protesi Gore-Tex Il legamento Gore-Tex è costituito da politetrafluoroetilene (PTFE) espanso è a forma di treccia avvolta in molteplici nodi ed è provvisto di due asole alle estremità, le quali servono ad ancorare inizialmente la protesi all osso ospite per il tramite di due viti, fino alla ricrescita del tessuto tra le fibre dell impianto. Legamento Gore-Tex Per questo innesto il carico di rottura è di 4830 N, con una deformazione percentuale pari a 9, mentre la stiffness 322 N/mm. Tale legamento è stato approvato dalla Food and Drug Administration (FDA) nel 1986 solo per le ricostruzioni autogene precedentemente fallite, allo scopo di risparmiare al paziente la completa ricostruzione del ginocchio. Recentemente è stata proposta una versione più aggiornata: il Gore-Tex II, infatti, possiede una resistenza due volte maggiore del predecessore con una minore formazione di detriti di PTFE. La sua forma è molto simile a quella del precedente, con l unica eccezione di possedere un corpo centrale a diametro minore. Legamento Gore-Tex II

22 Kennedy LAD (ligament agumentation device) Il Kennedy LAD è un mezzo di sostegno permanente e non assorbibile, costituito da un tessuto di polipropilene (PP). Dettaglio di una porzione di Kennedy LAD. Esso appartiene alla categoria di sistemi protesici atti a rinforzare gli innesti autogeni. Infatti, si ritiene che il tessuto autogeno utilizzato nella ricostruzione dell ACL sia soggetto a stiramenti e rotture nel primo periodo postoperatorio. Il tessuto autogeno, espiantato dalla sua sede anatomica, subisce dapprima un processo di necrosi (morte della materia cellulare) e successivamente una rivascolarizzazione. I carichi fisiologici applicati all innesto vengono condivisi sia dal tessuto naturale che dal LAD, essendo tale sistema fissato ad una sola estremità. La sua abilità consiste nel condividere il carico in funzione della durezza dell innesto: durante i processi di necrosi e rivascolarizzazione il carico sul LAD aumenta, viceversa durante il rimodellamento il carico diminuisce. L innesto biologico deve essere soggetto ad un appropriato carico allo scopo di consentire una robusta crescita biologica ed è quindi essenziale che, nel processo di rimodellamento, vi sia una opportuna condivisione di carico. Per assicurare una tale condivisione la protesi sintetica viene suturata con il tessuto biologico. Un impianto LAD con un innesto di tendine rotuleo a tempo zero sopporta il 28 % del carico di trazione, mentre se accoppiato con tessuto meno duro, ad esempio tendine semitendineo, sopporta il 45 % del carico.

23 Il legamento Leeds-Keio La protesi è fatta in poliestere con una speciale tessitura aperta e con un carico di rottura massimo di 2100 N, che è ben al di sopra della resistenza media di un ACL di un essere umano adulto giovane. Questo legamento funziona come un ponte che permette la crescita di tessuto nativo per aumentare la resistenza ed ha la potenzialità di sopravvivere a lungo termine. Leeds - Keio L impianto è di forma tubolare nel mezzo e ad una estremità, ha un sacchetto di tessuto a tessitura più densa chiuso da una parte. Dopo il sacchetto vi è un breve tratto di forma tubolare, al quale è attaccato un cordino che permette di far passare il legamento attraverso i tunnel ossei; l altra estremità è aperta. Schema di innesto di un ponte Leeds-Keio Da indagini svolte risulta evidente che il legamento artificiale viene invaso da collagene strutturato in fasci nella maggior parte orientati lungo l asse del legamento, allineate quindi secondo linee di forza degli stress applicati al legamento. In queste condizioni però la crescita del tessuto risulta compromessa dalla presenza di un corpo esternamente rigido che ne riduce le proprietà meccaniche. È importante posizionare l impianto sotto tensione in modo che il tessuto indotto può organizzarsi lungo le linee di stress e sopportare meglio i carichi.

24 Tecnologia dei materiali compositi La logica soluzione è rappresentata da fibre caratterizzate da alte proprietà meccaniche inserite in una matrice polimerica che garantisce protezione al composito evitando il contatto con l ambiente esterno. Le fibre usate nel corso degli anni sono state delle più varie da quelle di vetro e di carbonio per finire con le fibre polimeriche. Le proprietà meccaniche di tali fibre sono massime nella direzione in cui sono disposte, quindi, orientandole opportunamente è possibile ottenere la resistenza richiesta in direzioni particolari e permettere ad una struttura soggetta a sforzi pluriassiali di sopportare qualsivoglia sollecitazione meccanica. Le matrici sono invece costituite da materiali dal comportamento di tipo gommoso, dal basso modulo, che garantiscono, inoltre, la protezione delle fibre dall abrasione e dal contatto dell ambiente esterno spesso aggressivo orientando opportunamente le fibre e controllando la composizione delle due fasi è possibile progettare sistemi compositi dalle svariate proprietà. T b) θ A' A σ/σ o composite prostheses L B B' C T im e (s) AC L

25 Progettazione unit element b) θ A' a) fibers B' T A B π r1 π L A C B B' C E i = cos 4 θ i E L 1 + sin 4 θ i + 1 E T 4 ( 1 G LT 2 ν LT E L )sin 2 ( 2 θ i )

26 Progettazione