20 Aprile 2024

Biomeccanica dell'anca

Alla fine XIX secolo, il primo tentativo di intervento chirurgico in via sperimentale è avvenuto attraverso l’interposizione di vari tessuti (es. fascia lata, pelle o persino vescica di maiale) tra le superfici articolari dell'anca. Dopo diversi tentativi infruttuosi con vetro e avorio come interfaccia, Philip Wiles finalmente sviluppò il primo impianto di protesi totale d’anca (THA) nel 1938 utilizzando un accoppiamento metallo su metallo. Sfortunatamente, i suoi dati sono stati persi durante la Seconda Guerra Mondiale. McKee, un tirocinante di Philip Wiles, riprese lo sviluppo di un impianto non cementato metallo su metallo che però ebbe problemi di allentamento e successivo fallimento meccanico. La nuova generazione di PTA cementata McKee-Farrar introdotta nel 1960 fu la prima PTA di successo ampiamente adottata.
Più o meno nello stesso periodo in un'altra parte del nord-ovest del Regno Unito, un altro chirurgo britannico, Sir John Charnley stava elaborando il concetto di artroplastica a basso attrito. Negli anni Cinquanta sperimentò per la prima volta con un impianto di rivestimento non riuscito basato sul teflon, successivamente sviluppò con successo il design per artroplastica cementata con accoppiamento metallo su polietilene. Di fronte alla concorrenza dell’impianto di McKee e Ring basata sull’accoppiamento metallo su metallo negli anni '70, Charnley dimostrò la superiorità del concetto di basso attrito impostando il famoso esperimento del pendolo confrontando la resistenza per attrito di ciascuna protesi. La sua artroplastica a basso attrito vinse la sperimentazione di gran lunga e come tale è diventata la PTA più popolare in quel momento. Al giorno d’oggi all'interno del sistema NHS britannico ha riportato una sopravvivenza del 78% a 35 anni di follow-up.

La prima legge ossea
L’inizio dello studio della biomeccanica dell'articolazione dell'anca possiamo datarlo nel 1870, quando un chirurgo tedesco, Julius Wolff, formulò la madre di tutte le leggi sulle ossa: questa afferma che “l'osso si adatta ai carichi a cui è esposto”. Wolff basò il suo concetto di forma funzionale di osso sulla somiglianza tra l’interno della struttura trabecolare del femore prossimale e le linee interne di carico osservate nella gru a vapore Fairbairn (vedi figura sotto).

In precedenza, l'innovativa gru, progettata da William Fairbairn nel 1850, era stata oggetto di una profonda analisi meccanica del matematico zurighese Karl Culmann.

Allo stesso tempo, un professore di anatomia, Georg Hermann von Meyer, stava studiando la trabecolatura interna dell’architettura delle ossa umane. Entrambi i ricercatori si sono incontrati nel 1966 e insieme hanno scoperto le somiglianze tra le traiettorie di sollecitazione calcolate nella gru Fairbairn e i modelli ad arco dell'osso trabecolare nel femore prossimale. Tuttavia, è stato Wolff che non solo ha riconosciuto le somiglianze scoperte da Culmann e von Meyer, ma ha ipotizzato anche le caratteristiche adattative dell’osso quando sottoposto a carico.
La teoria di Wolff ha un'applicazione diretta nella progettazione di PTA. Gli steli femorali che bypassano il femore prossimale trasferendo i carichi direttamente all'osso corticale a livello distale, presentano all'estremità prossimale della protesi un fenomeno di stress shielding. Questo processo si traduce gradualmente in un riassorbimento osseo del femore prossimale e ispessimento della corticale distale caricata. Storici steli femorali in metalli pieni sono caratterizzati da un'elevata rigidità complessiva. La rigidità dell'impianto può essere ridotta cambiando il design, oltre a selezionare i materiali con un minore modulo elastico come il titanio. La riduzione della rigidità dell’impianto nella regione metafisaria con lo scopo di avvicinarsi alla rigidità dell’osso, ha dimostrato di limitare lo stress shielding. Inoltre, l'aggiunta di bioceramica (fosfato tricalcico) a steli rivestiti di idrossiapatite prossimale ha mostrato una modesta riduzione della perdita di osso prossimale. Al contrario, alterazioni del design della forma dello stelo non hanno hanno dimostrato di evitare lo stress shielding. Intuitivamente, la conservazione del patrimonio osseo della regione metafisaria prossimale è auspicabile come supporto dell'impianto ed è utile nel lungo periodo, qualora si verificassero fratture periprotesiche o si rendesse necessario un intervento chirurgico di revisione. Tuttavia, è importante notare che fino ad ora non ci sono state segnalazioni di fratture spontanee o esiti clinici avversi in presenza di stress correlati riassorbimento osseo.

Il concetto biomeccanico statico

Le basi biomeccaniche poste da Wolff e Culmann furono ulteriormente elaborate da Koch nel 1917 quando pubblicò il suo lavoro di riferimento sul carico previsto del femore durante la deambulazione. I suoi calcoli presumevano un carico di 100 libbre diretto sulla testa del femore. Concluse che questo carico generava forze di compressione lungo il lato mediale del femore ed entrambi i condili femorali mentre le forze di trazione erano presenti sul lato laterale. Inoltre, ha affermato che il braccio di leva del peso corporeo rispetto al braccio di leva dell'abduttore era due volte più lungo durante la posizione in appoggio monopodalico, il che significa che la forza richiesta per mantenere un equilibrio deve essere il doppio di quella del corpo peso.
Anche se il modello di Koch era statico e non teneva conto dell'effetto dei muscoli circostanti, fu un indiscusso modello di riferimento dell’anca biomeccanica per i successivi 50 anni. Il modello di Koch ha identificato che lo stress in varo durante posizione in appoggio monopodale è controbilanciata dall'azione del muscolo gluteo medio. A causa del braccio di leva abduttore sfavorevole è richiesto un elevato sforzo metabolico durante questa postura.
Friedrich Pauwels introdusse un nuovo modello biomeccanico nel 1976; questo includeva la bandelletta ileotibiale che funziona come una banda di tensione che trasforma una parte della forza di distrazione laterale in forza di compressione e inoltre sostiene la funzione abduttoria. Il modello biomeccanico statico descrive il carico nell'articolazione dell'anca durante l’appoggio monopodalico della deambulazione normale.
Il modello assume un braccio di leva del peso corporeo che è circa tre volte la dimensione del braccio di leva degli abduttori. Bilanciamento del peso (BW totale - la gamba portante), quindi, richiede una forza abduttrice che è tre volte la dimensione del peso corporeo. La somma vettoriale delle forze che agiscono sulla testa del femore (forza di reazione, FR) risulta circa tre volte il peso corporeo totale. Pauwels ha svolto ricerche sulla biomeccanica dell’anca di una configurazione in varo e valgo del femore prossimale. La forza di reazione è fino a 25% inferiore nella coxa vara rispetto ad un’anca normale (angolo cervico-diafisario di 135°), mentre nella coxa valga è del 25% più alta. La variazione di grandezza della forza di reazione è causata dalla variazione della lunghezza del braccio di leva degli abduttori. All'aumentare dell'angolo cervico-diafisario del collo del femore, il braccio di leva degli abduttori diminuisce, richiedendo così una maggiore forza di abduzione per bilanciare il peso corporeo.


FA: asse longitudinale del femore
FO: OFFSET femorale
FR: forza di reazione dell’anca.

LA COMPONENTE ACETABOLARE

Il successo di una PTA passa anche attraverso l’impianto di una componente acetabolare in una corretta posizione. In caso contrario è facile assistere ad una scarsa funzionalità dell'anca, con rischio di lussazione, squeaking delle componenti ceramica su ceramica, impingement sul bordo cotiloideo con conseguente maggiore usura.
La posizione della coppa è descritta in relazione al bacino. L'impianto mediolaterale può essere oggettivato mediante l'offset acetabolare: cioè la distanza più breve tra il centro di rotazione acetabolare e una linea perpendicolare al linea bilacrimale, tracciata lungo la proiezione della più parte distale della lacrima. La somma dell’offset dell’acetabolo e dell'offset femorale è uguale all'offset combinato.

Idealmente, l'offset combinato viene ripristinato nella chirurgia della PTA per mantenere una giusta tensione del complesso muscolare abduttore. Sovratensionamento può causare attrito della bandelletta ileotibiale e dolore trocanterico, mentre un sottotensionamento può determinare l'instabilità dell’impianto.
Quando il centro di rotazione dell'anca protesizzata è lateralizzato rispetto al centro di rotazione dell’anca nativa, l'offset femorale deve diminuire poiché questo si traduce in forze di reazione articolari più elevate e in definitiva più usura.
Medializzare la coppa acetabolare consentirà un offset femorale più ampio, meno carico sull’articolazione e quindi usura ridotta.
Spostamento del cotile superiormente ha dimostrato di aumentare il carico articolare dello 0,1% per ogni millimetro di spostamento superiore del centro di rotazione dell’anca, che è tuttavia sette volte inferiore all’aumento dello 0,7% / mm durante la lateralizzazione del centro di rotazione dell'articolazione dell’anca.
Nel suo lavoro di riferimento biomeccanico, Pauwels ha anche studiato l’importanza di una copertura acetabolare sufficiente e ha descritto la relazione inversamente proporzionale tra una diminuzione dell'area di carico e un aumento della pressione articolare nelle anche displastiche.
Un aumento dell'antiversione acetabolare (42 °) mostrava un picco articolare superiore del 70% –115% durante la salita delle scale e camminando in piano rispetto a una bassa antiversione acetabolare (7 °).
L'orientamento della componente acetabolare nella PTA ha un impatto diretto sul rischio di impingement stelo-coppa e lussazione. A lungo termine, la quantità di area di carico influenza principalmente il tasso di usura.

L'angolo di abduzione (inclinazione) del cotile rappresenta l'inclinazione radiologica della coppa ed è definita come l’angolo tra la linea bilacrimale e l'asse maggiore della proiezione acetabolare.

L’antiversione radiografica del cotile è definita come l'angolo tra l'asse acetabolare e il piano coronale e può essere calcolato con la proporzione tra l'asse corto e lungo sull’antero-posteriore del bacino (antiversione = asin [asse corto / asse lungo] × 180 / π) .


C: area di carico antero-superiore con cotile inclinato di 45° e antiverso di 15°;
D: riduzione dell’area di carico antero-superiore con cotile inclinato di 60°;
E: riduzione dell’area di carico antero-superiore con cotile più antiverso della figura C (SA=asse corto; LA= asse lungo)

ANGOLO DI ANTIVERSIONE: SA/LA * 180/π
Quando l'angolo di abduzione diminuisce, la componente acetabolare è più orizzontale risultando in un aumento dell'area di carico antero-superiore ma diminuita copertura-inferiore.
Un aumento dell'antiversione della coppa diminuirà l'area di carico antero-superiore e aumenterà la copertura postero-inferiore. Una copertura postero-inferiore sufficiente è necessaria per stabilizzare l'articolazione, soprattutto durante la flessione, rotazione
interna e attività di adduzione.
Anche l’antiversione femorale gioca un ruolo importante nella stabilità perché aumentare l'antiversione consentirà una maggiore rotazione interna ma al prezzo di un conflitto posteriore del collo dello stelo con il bordo acetabolare posteriore durante la rotazione esterna. Un eccesso di antiversione femorale può quindi portare a una lussazione anteriore. L’antiversione femorale sarà determinata principalmente dalla forma del femore prossimale negli steli non cementati, ma può essere modificata di 10 °- 20 ° negli steli cementati.
Per consentire la massima libertà di movimento senza impingement, la combinazione della antiversione dello stelo femorale e della coppa acetabolare per una data inclinazione deve essere opportunamente valutata. Complessivamente, si consigliano 40 ° ± 10 ° di angolo di abduzione della coppa insieme a un'antiversione combinata (acetabolare + femorale) di circa 40 °.
L'antiversione della coppa acetabolare richiesta durante l'intervento può essere calcolata come segue:

Antiversione del cotile = 40 - 0.7 × antiversione dello stelo.


LA COMPONENTE FEMORALE

All'inizio degli anni ’90 nella comunità scientifica c’è stato un rinnovato interesse per il ripristino dell'offset femorale nella PTA. L'offset femorale è la distanza perpendicolare dal centro di rotazione della testa del femore all’asse lungo del femore. Questo misura bidimensionale (2D) nella misurazione radiografica di una struttura 3D varia a seconda della rotazione dell'anca e quindi richiede Raggi X da eseguire a 15 ° –20 ° di rotazione interna dell’anca per esporre l'intera lunghezza del collo del femore nelle proiezioni antero-posteriori. Il valore medio è di 44 mm e aumenta sia con la dimensione femorale che con la diminuzione angolo cervico-diafisario. L’angolo cervico-diafisario medio nei caucasici è di circa 130 °, con i maschi tendente maggiormente al varo.

A: anca vara, angolo cervico-diafisario di di 115°;
B: anca tipica dei caucasici, angolo cervico-diafisario di di 130°;
C: anca valga, angolo cervico-diafisario di di 142°.

Oltre all’impatto dell'angolo cervico-diafisario nel piano coronale, anche della versione femorale sul piano assiale influisce l'offset femorale. Un aumento dell’antiversione del collo femorale, rispetto alla versione femorale media di 9 ° nei caucasici, determina uno spostamento posteriore del grande trocantere e diminuisce la leva degli abduttori. La diminuzione dell'offset “funzionale” è stato dimostrato che aumenta la forza di reazione dell'articolazione dell'anca. Un ampio offset femorale è il riflesso di una lunga leva del braccio degli abduttori, che si traduce in una minore forza di reazione dell'articolazione dell'anca. Il vantaggio teorico di un ampio offset femorale si traduce in un’usura diminuita di polietilene.

Impatto dell’antiversione femorale sull’offset “funzionale”. Se l’antiversione del femore aumenta, l’offset femorale si riduce e le forze di reazione dell’anca aumentano.

A:35° di antiversione femorale;
B:10° di antiversione fisiologica del femore;
C:10° di retroversione.

Inoltre, il ripristino dell'offset femorale durante la chirurgia della PTA è importante perché controlla la tensione dei tessuti molli, migliora il risultato funzionale generale e la forza muscolare degli abduttori. D'altra parte l’eccessivo offset femorale può portare a un aumento del micromovimento sull’interfaccia impianto - ossea, un sovraccarico dell'impianto femorale, e può essere causa di dolore nella regione trocanterica.

BIOMECCANICA DINAMICA

Dalla fine del 1960 in poi, lo studio della biomeccanica si è spostata verso l'analisi dinamica, grazie ai progressi realizzati con sensori, processori e personal computer. Nel 1966 Ridell è riuscito a misurare per primo il carico sull’anca in vivo. Negli anni successivi, English e Kilvington e in seguito Davey et al. hanno eseguito una procedura simile in altri tre pazienti. Tuttavia, i loro esperimenti erano tutti ostacolati dalla limitata durata della batteria dello strumentario impiantato, necessari per la trasmissione a radiofrequenza del caricamento dati. È stato Georg Bergmann a reinventare la protesi d'anca con apposito strumentario di rilevazione dati nel 1988 eliminando la necessità di una batteria. Ha dotato l'impianto di un circuito del sensore telemetrico interno alimentato induttivamente da un campo elettromagnetico extracorporeo. È stato dimostrato che il il paziente medio carica l'articolazione dell'anca con il 238% di peso corporeo quando cammina e un po’ di meno quando sta in piedi in appoggio monopodalico. Salire le scale provoca un picco di forza di reazione articolare del 251% e 260% del peso corporeo quando si scende le scale.
La torsione verso l'interno dell'impianto nel piano orizzontale è di importanza per la fissazione dello stelo. Il momento di picco torsionale è massimo durante la salita delle scale, è del 23% superiore al normale durante la camminata e superiore del 78% durante accovacciata.
Bergmann ha istituito una biblioteca di riferimento quantificando le forze di reazione dell'articolazione dell'anca in vivo e nei vari momenti durante diverse attività della vita quotidiana. Il “Orthoload database” è stato reso pubblicamente disponibile e da allora è stato considerato come il gold standard per la convalida della stima computazionale del carico articolare mediante modelli muscolo-scheletrici. I modelli muscoloscheletrici erano stati usati in precedenza, ma sono stati sviluppati fino dall’inizio degli anni 2000, (AnyBody e OpenSim). Ancora una volta, il progressivo incremento esponenziale del potere di calcolo ha reso possibile lo sviluppo di questi modelli complessi. Fondamentalmente, questi pacchetti software simulano corpi rigidi che rappresentano le ossa che sono collegate da giunti meccanici. I muscoli che funzionano come attuatori forniscono la coppia articolare necessaria per accelerare e come tale muovono il corpo. Recentemente sono stati sviluppati e convalidati modelli di anca muscoloscheletrici che consentono la valutazione delle attività della vita quotidiana, dello sport o delle attività professionali, nonché strategie chirurgiche senza la necessità di costosi e esperimenti invasivi in vivo.



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