IL RUOLO DELLE STRUTTURE PASSIVE NELLA CINEMATICA

Gli scarsi risultati ottenuti nel lungo termine in studi clinici di follow-up [Lachiewicz 1994; Lewis 1994; Bentley e Shearer 1996; Kitaoka e Patzer 1996; Rush 1996], sono stati attribuiti all’incapacità dei progettisti di ripristinare adeguatamente la critica funzione dei legamenti e delle superfici articolari [Hamblen 1985; Alexander e Chao 1991; Giannini et al. 2000]. L’attenzione alla riproduzione della geometria delle componenti protesiche, in relazione esclusivamente alle caratteristiche morfologiche delle superfici articolari intatte, non è sufficiente a ripristinare la corretta cinematica articolare della caviglia. Inoltre, l’assenza di movimento sul piano frontale (inversione/eversione), ovvero attorno all’asse antero-posteriore del piede (vedi paragrafo 2.1 del capitolo 2), e la scarsa stabilità sul piano trasverso (in rotazione interna-esterna) attorno all’asse longitudinale della tibia, provocata dall’interfaccia piano su piano tra la componente tibiale e l’inserto, mostrano quanto ancora si è lontani da quella che potrebbe essere definita la configurazione ottimale di disegno protesico. L’ottimizzazione progettuale richiede necessariamente il bisogno di una più adeguata conoscenza delle caratteristiche anatomiche e biomeccaniche della caviglia.

75

La mobilità è il primario obiettivo della TAR: una limitata escursione nel movimento articolare è il risultato della continua presenza di tessuto molle contratto attorno all’articolazione. La stabilità, ovvero la resistenza al movimento relativo delle ossa sotto carico, è l’altro importante aspetto da ricercare quando si ricorre a un’articolazione artificiale. In particolare, la stabilità passiva è una misura del limite imposto dalle strutture anatomiche. Pertanto richiede interazioni meccaniche tra i legamenti e le superfici articolari e riflette sia l’integrità di queste strutture sia le loro proprietà meccaniche. La stabilità attiva, invece, richiede anche l’azione meccanica dei muscoli in risposta a forze esterne di gravità. La realizzazione di un razionale disegno protesico richiede quindi la comprensione della naturale relazione tra la geometria delle superfici articolari a contatto e quella dei legamenti [Leardini et al. 2000]. In particolare, solo ristabilendo il loro originale pattern di tensionamento/detensionamento si garantisce il ripristino della normale funzione articolare e della relativa mobilità fisiologica.

Solo recentemente, attraverso studi in vitro di caviglie intatte [Leardini et al. 2000] si è appresa l’importanza dei legamenti nel guidare e stabilizzare il movimento articolare. In particolare, durante il moto passivo nel piano sagittale (flessione), è risultato un pattern isometrico di tensionamento delle fibre più anteriori di due tra i legamenti della caviglia, quello fibulocalcaneare (CaFiL) e quello tibiocalcaneare (TiCaL) attorno alla loro origine e alla loro inserzione. Proprio questa caratteristica conferisce loro il ruolo di guida del movimento passivo [Leardini et al. 2001; Leardini et al. 2004]. I restanti legamenti subiscono variazioni notevoli di elongazione durante l’intera escursione sagittale della caviglia: quelli situati posteriormente a TiCaL si tendono in flessione dorsale, mentre si rilasciano in flessione plantare, in maniera opposta si comportano quelli posti anterioriormente. In quanto tali, limitano il movimento articolare, impedendo che superi la soglia fisiologica. L’osservazione per cui l’area di contatto articolare si sposta dal lato posteriore del mortaio tibiale, in flessione plantare, al lato anteriore dello stesso, in flessione dorsale [Corazza et al. 2005a; Leardini et al. 1999a] asseconda le ipotesi di Kitaoka et al. di qualche anno prima (1996-1998). Tale aspetto risulta fondamentale per dimostrare il rotolamento in avanti e il contemporaneo scivolamento posteriore del talo sulla tibia in flessione plantare. Nasce così l’ipotesi, confermata anche da Stagni et al. (2004), di un’interazione chiusa tra la geometria dei legamenti isometrici e la forma delle superfici articolari. La loro azione è sinergica e

76

funge da guida per il movimento relativo del talo rispetto alla tibia: le superfici articolari si muovono in contatto reciproco, mantenendo le fibre più anteriori di CaFiL e TiCaL appena tese e a lunghezza costante, mentre queste ultime ruotano attorno alle loro origine e inserzione, senza deformazione dei tessuti, conservando il contatto mortaio tibiale-troclea talare [Di Gregorio et al. 2007, Leardini et al. 2001; Leardini et al. 1999b; Leardini et al. 2000].

Una più chiara comprensione della cinematica articolare della caviglia è resa possibile dall’analisi delle strutture passive e del contatto articolare su modelli matematici sia bidimensionali [Leardini et al. 1999a] che tridimensionali [Leardini et al. 2004] dell’articolazione intatta. In Fig.4.3 è illustrato il cosiddetto modello bidimensionale a 4 barre che fornisce una rappresentazione schematica della cinematica sagittale della naturale articolazione di caviglia, durante la flessione passiva. In esso, i segmenti ossei tibia-fibula e astragalo-calcagno sono supposti corpi rigidi, mentre le due fibre isometriche di CaFiL (AB) e TiCaL (CD) sono assimilate a barre rigide ruotanti attorno alle loro origini e inserzioni. Il modello fornisce il centro di rotazione del cinematismo e la posizione istantanea dei segmenti ossei. Il primo è indicando con IC e corrisponde esattamente al punto d’incrocio tra i due: il suo spostamento istantaneo avviene anteriormente e superiormente, passando da massima flessione plantare e massima flessione dorsale. Si definisce così la posizione dell’asse attorno al quale avviene la flessione passiva. La forma del mortaio tibiale è assunta essere un arco circolare; quella della superficie articolare complementare viene dedotta rispettando la compatibilità con l’isometria legamentosa: al fine di evitare la compenetrazione o la separazione delle due ossa, la normale comune nel loro punto di contatto deve passare attraverso IC.

Nota la cinematica dell’articolazione intatta, questo stesso principio è applicato per analizzare quali sono le appropriate coppie di superfici articolari protesiche con forme tali da permettere l’originale schema di tensionamento e rilassamento delle strutture legamentose e il conseguente ripristino del movimento fisiologico di rotoscivolamento [Leardini et al. 2001]. Da un primo confronto, in termini di numero di componenti di cui è costituito il disegno protesico, risulta che i modelli con inserto meniscale mobile totalmente congruenti possono più facilmente compensare le inaccuratezze legate alla fase di impianto. Fra le molte complicazioni che incorrono nella sostituzione totale

77

dell’articolazione di caviglia con disegni a tre componenti totalmente congruenti si trova la dislocazione e l’impingement dell’inserto. Ne deriva che il movimento e l’intrappolamento del menisco stesso, in aggiunta alla quantità di taglio osseo, sono i fattori principali su cui si basa l’analisi per la selezione finale del più appropriato tra i disegni protesici di caviglia, compatibilmente con la geometria dei legamenti. In particolare, una superficie tibiale convessa, associata a una forma della porzione articolare talare dello stesso tipo, è risultata maggiormente soddisfacente rispetto a geometrie piatte o concave.

Fig 4.3 Geometria nel piano sagittale del modello a 4 barre della caviglia intatta a 23° di flessione plantare (a), a 0°, ovvero in posizione neutrale (b), e a 25° di flessione dorsale (c). Le origini e le inserzioni dei legamenti e l’istantaneo centro di rotazione (IC) sono indicati con cerchi vuoti e stelle rispettivamente. Sono inoltre illustrati i legamenti CaFiL (AB) e TiCaL (CD), la normale comune (linea tratteggiata) e gli altri legamenti della caviglia (linee curve). Le frecce tratteggiate e continue indicano rispettivamente i legamenti tibio-talare superficiale e talo-fibulare anteriore [Leardini et al.77 _1999a].

78

CAPITOLO 5: DISPOSITIVO INNNOVATIVO -