Realizzazione di un phantom di uretra

La progettazione di sfinteri artificiali per il trattamento dell’incontinenza urinaria severa passa attraverso la conoscenza delle proprietà meccaniche del tessuto uretrale con cui tali dispositivi si interfacciano. Per valutare le perfomance di sfinteri extra-uretrali (posti in genere a livello dell’uretra bulbare) e per un semplice training di inserimento di sfinteri endo-uretrali è utile avere a disposizione un phantom di uretra che replichi le proprietà del tessuto senza dover ricorrere a modelli animali che presentano problemi etici ma anche legati a differenze morfologiche rispetto al tessuto umano e soprattutto hanno scarsa durabilità. Per questi motivi la disponibilità di un simulatore in silicone è molto vantaggiosa. Il phantom realizzato in questo lavoro serve per ottimizzare un simulatore commerciale di sistema urogenitale il quale è dotato di un tubo rigido che rappresenta l’uretra Figura 59. Ovviamente tale tubo rigido non replica le proprietà meccaniche e tribologiche del tessuto naturale.

Figura 59 Manichino commerciale di sistema urogenitale nella versione femminile e maschile

Come si può osservare nella Figura 60, l’uretra mostra un comportamento fortemente non lineare caratterizzato da una prima regione lineare a basso modulo elastico che rappresenta il comportamento del tessuto quando sottoposto a normali sforzi fisiologici e una seconda regione in cui si verifica un incremento del modulo elastico che rappresenta la risposta del tessuto se sottoposto a sforzi extra rispetto a quelli fisiologici.

Poiché il phantom di uretra serve per valutare sia le perfomance di sfinteri extra-uretrali che l’impianto di sfinteri endo-uretrali si è deciso di realizzare un simulatore che simulasse il comportamento del tessuto nella seconda regione lineare. In questo modo si andrà a valutare la risposta del tessuto quando sottoposto a sforzi diversi dai normali sforzi fisiologici, come appunto l’interazione con uno sfintere artificiale. Il primo passo nella realizzazione del phantom di uretra riguarda la scelta del materiale più adatto a replicarne le proprietà meccaniche. Abbiamo deciso di focalizzare la nostra attenzione su due tipi di silicone: PDMS (Sylgard 184) e una miscela PDMS 10:1-ECOFLEX 00-30. Il comportamento meccanico del PDMS è stato ampiamente indagato e in letteratura sono riportati i valori del modulo elastico del materiale per diversi rapporti dei due componenti (elastomero fluido e agente reticolante). Nella Tabella 23 sono riportati i valori del modulo elastico del PDMS ottenuti dalla prova di trazione.

Modulo elastico a trazione (kPa)

PDMS 60:1 3.7±0.8 PDMS 50:1 9.3±0.7 PDMS 40:1 28.2±4.0 PDMS 30:1 183.0±12.9 PDMS 20:1 473.2±75.3 PDMS 10:1 1433.3±126.2

Tabella 23 Valori del modulo elastico del PDMS ottenuti dalla prova di trazione (Cafarelli et al. 2017)

Per quanto riguarda il secondo materiale preso in considerazione per la realizzazione del

phantom, si tratta di una miscela PDMS-ECOFLEX il cui modulo elastico può essere

regolato secondo la relazione (1) variando le frazioni volumetriche dei due componenti (Moser et al. 2016).

𝐸_mnoB𝐸_p× (3qrstu 3vstu) (1)

Dove:

𝐸_mno rappresenta il modulo elastico desiderato dalla miscela 𝐸_p rappresenta il modulo elastico del PDMS (Sylgard 10:1) 𝑉x è la frazione volumetrica di ECOFLEX 00-30

𝐸_x=50 kPa rappresenta il modulo elastico di ECOFLEX 00-30

𝜂 = xu xz { v3 xu xz { qr

𝜁 è un parametro che assume il valore di 0.38

Da tale relazione, noto il valore del modulo elastico che si vuole raggiungere (ossia il modulo elastico dell’uretra pari a 157 kPa) sono state ricavate le frazioni volumetriche dei due componenti che devono essere miscelati. Ne deriva una frazione volumetrica di 0.78 per l’ECOFLEX e di conseguenza di 0.22 per il PDMS. Per una scelta opportuna del materiale sono state eseguite delle prove di trazione, così come fatto per i tessuti biologici, per valutare il comportamento dei due materiali in esame. A tal fine sono stati realizzati dei campioni di PDMS e di miscela PDMS-ECOFLEX da sottoporre a prova di trazione utilizzando il macchinario INSTRON 4464 Mechanical Testing System. I campioni realizzati hanno una forma cilindrica e sono stati sezionati in direzione longitudinale per ottenere dei provini rettangolari Figura 61.

Per quanto riguarda il PDMS, poiché i dati tabulati del modulo elastico non rispecchiavano il valore da noi desiderato sono state fatte delle prove utilizzando diversi rapporti tra elastomero e agente reticolante. In particolare, è stato testato il PDMS 35:1 e il PDMS 32:1. Il PDMS 35:1 è stato preparato mescolando 9.72 g di polimero e 0.28 g di agente reticolante. È necessario degassare la miscela per 15 minuti per eliminare eventuali bolle presenti. Dopo di che il PDMS è stato colato all’interno di uno stampo rettangolare con una scanalatura centrale per dare al campione una forma cilindrica e messo in forno a polimerizzare per 6 ore a 60 °𝐶. Dopo aver estratto il campione e tagliato in direzione longitudinale è stato sottoposto a prova di trazione usando una cella di carico da ±10 N ad una velocità costante di 15 mm/min, ottenendo così una curva stress-strain analizzata usando il software Matlab 2018. La curva Stress-Strain media ottenuta è riportata in Figura 62.

Figura 62 Curva media PDMS 35:1

0 0.05 0.1 0.15 0.2 0.25 0.3 0.35

Strain

Stress (MPa)

Come si vede dalla Figura 62 il comportamento del PDMS è quasi lineare, con una pendenza leggermente inferiore per bassi valori di Strain. Come fatto per il tessuto umano si è calcolato il modulo elastico della curva per bassi e per alti Strain. Per scegliere le regioni in cui calcolare il modulo elastico, ossia la pendenza della curva, si fa riferimento alla curva media dell’uretra (Figura 60). Si è quindi calcolato il primo valore di modulo elastico per valori di Strain < 5% e il secondo per valori di Strain >5%. I valori risultanti del modulo elastico sono riportati in Tabella 24.

Modulo elastico primo tratto (kPa) Modulo elastico secondo tratto (kPa)

21.1 ±2.9 45.3 ±3.3

Tabella 24 Valori del modulo elastico PDMS 35:1

Il PDMS 35:1 mostra un modulo elastico nella regione di interesse, ossia nella seconda regione, molto più basso rispetto a quello dell’uretra. Abbiamo deciso quindi di scartare tale composizione. 0 0.05 0.1 0.15 0.2 0.25 0.3 0.35 Strain 0 0.01 0.02 0.03 0.04 0.05 0.06 0.07 0.08 Stress (MPa) PDMS32:1

Ci siamo quindi concentrati sulla seconda composizione, il PDMS 32:1 (Figura 63). Il procedimento per la preparazione del campione è uguale al precedente a meno delle percentuali di polimero e agente reticolante, pari in questo caso a 9.7 g e 0.3 g rispettivamente.

Tabella 25 Valori del modulo elastico per il PDMS 32:1

Tale composizione avendo un modulo elastico nel secondo tratto pari a 177±17.04 kPa risulta maggiormente idonea a simulare il comportamento del tessuto uretrale umano rispetto al PDMS 35:1. Abbiamo eseguito una terza prova utilizzando la miscela PDMS- ECOFLEX per vedere se questa rappresentasse meglio il comportamento dell’uretra.

Modulo elastico primo tratto (kPa) Modulo elastico secondo tratto (kPa)

65.86±28.14 177.00±17.04 0 0.05 0.1 0.15 0.2 0.25 0.3 0.35 Strain -0.005 0 0.005 0.01 0.015 0.02 0.025 0.03 0.035 0.04 Stress (MPa) MiscelaPDMSECOFLEX

Modulo elastico primo tratto (kPa) Modulo elastico secondo tratto (kPa)

27.16±6.17 150.05±8.00

Tabella 26 Valori del modulo elastico per la miscela PDMS-ECOFLEX

Dal punto di vista del valore del modulo elastico sia il PDMS 32:1 che la miscela PDMS- ECOFLEX potevano essere considerati idonei a simulare l’uretra. La scelta finale è ricaduta comunque sulla miscela PDMS-ECOFLEX in quanto mostra un comportamento più simile a quello dei tessuti biologici. Infatti, mentre il PDMS puro mostrava un comportamento quasi lineare, nella miscela si identificano maggiormente due regioni a diversa pendenza e quindi simula meglio la risposta a trazione dei tessuti biologici. Inoltre, nonostante a noi interessasse in modo particolare simulare il comportamento del tessuto nella seconda regione lineare della curva Stress-Strain, con la miscela PDMS- ECOFLEX si ottiene un modulo elastico simile a quello dell’uretra anche nel primo tratto lineare.

Scelto il materiale, con il quale realizzare il phantom, che meglio simuli il comportamento del tessuto uretrale, il passo successivo è stato la realizzazione dello stampo in cui colare la miscela. L’uretra può essere approssimata come un cilindro cavo con un diametro esterno di 10 mm e un diametro interno di 7 mm (come riportato nei manuali di anatomia). Per quanto riguarda la lunghezza del phantom si è deciso di modellizzare l’uretra peniena e l’uretra bulbare in quanto a noi interessa valutare le performance di sfinteri extra-uretrali

che vengono posizionati a livello del tratto bulbare. Abbiamo pertanto trascurato la porzione membranosa e prostatica dell’uretra. Pertanto, la lunghezza del phantom realizzato è di 140 mm. Lo stampo, realizzato mediante tecnica di stampaggio 3D è riportato in Figura 65. Lo stampo, disegnato con il software Solidworks 2018, si compone di tre parti. Due parti sono uguali tra loro e verranno assemblate utilizzando 4 viti M3 con bulloni, il terzo componente è il tappo che rappresenta l’anima interna per ottenere un cilindro cavo, che viene fissato ai due componenti precedenti usando 4 viti M2. Su tale stampo, per facilitare l’estrazione del silicone, è stato deposto un velo di smalto che non interferisce con la polimerizzazione dei componenti. Dopo aver mescolato i componenti la miscela è stata degassata per eliminare le bolle in essa presenti ed è stata colata nello stampo attraverso un foro posto sulla parte superiore utilizzando una siringa da 10 ml. Per consentire la polimerizzazione del silicone lo stampo è stato riposto in forno a 60 °𝐶 per 4 ore. Dopo aver rimosso il phantom di uretra dallo stampo, per adattarlo al simulatore commerciale è stato realizzato un anello mediante stampa 3D da posizionare alla base del manichino. Tale anello ha un diametro interno di 10 mm come il diametro esterno dell’uretra e un diametro esterno compatibile con il diametro del manichino commerciale. Per garantire una perfetta tenuta si è messa della colla siliconica tra il phantom di uretra e l’anello realizzato in resina. Il phantom realizzato utilizzando la miscela PDMS- ECOFLEX mostrava un modulo elastico comparabile con quello dell’uretra ma le proprietà tribologiche ovviamente erano diverse rispetto al tessuto umano. Pertanto, si è cercato di capire come modificare la superficie del simulatore in modo tale da renderla il più possibile simile a quella dell’uretra. Senza modificare la superficie del phantom il posizionamento di uno sfintere endo-uretrale, utilizzando una cannula del cistoscopio, non avrebbe riprodotto le reali condizioni che si hanno in vivo. Quindi la prima cosa importante è capire quale sia il coefficiente d’attrito tra l’uretra e gli strumenti che vi entrano in contatto. Da studi di letteratura risulta che il coefficiente d’attrito statico tra l’uretra e i cateteri uretrali è in genere basso (0.1-0.15) (Kazmierska, Szwast, and Ciach 2008). È necessario avere un coefficiente di attrito basso per evitare lacerazioni del tessuto durante l’inserimento del dispositivo. Un coefficiente d’attrito statico pari a 0.2 è considerato accettabile nel contatto tra tessuti biologici e dispositivi medici (Kondyurina et al. 2015). L’idea quindi è quella di modificare la superficie del phantom in silicone in modo tale che il coefficiente d’attrito statico tra questo e lo strumento usato per inserire lo sfintere sia pari a 0.2. Per questo motivo sono state eseguite delle prove di attrito per valutare il coefficiente di attrito statico. Per eseguire la prova d’attrito è stato realizzato

un campione di silicone della stessa composizione usata per realizzare il phantom. L’idea è quella di far scorrere su tale silicone un campione di acciaio (materiale utilizzato per realizzare le cannule per inserire lo sfintere endo-uretrale) e valutare l’attrito tra le due superfici deponendo sulla superficie del silicone acqua o olio di vasellina per ridurne l’attrito. Il campione di acciaio viene mobilitato utilizzando una slitta PI (VT 80) che ne consente il movimento lungo la direzione z (asse della slitta) a velocità costante, scelta pari a 2 mm/s. Il campione di acciaio che scorre sul silicone è collegato alla slitta mediante un filo inestensibile. La slitta, connessa a una cella di carico Nano 17 per registrare i valori di forza, è collegata al PC mediante un’interfaccia LabView che restituisce il valore della forza nella 3 direzioni in funzione del tempo. La forza di interesse è la forza lungo z, le altre sono nulle. Il sistema utilizzato per eseguire le prove d’attrito è riportato in Figura 66. La forza d’attrito è definita come:

𝐹€ = 𝜇‚× 𝑁

Dove 𝜇_‚ è il coefficiente d’attrito statico e N è la forza normale. 𝑁 = 𝑚 × 𝑔

Quindi il coefficiente d’attrito statico può essere calcolato dal grafico 𝐹€/ 𝑚 × 𝑔. Basterà

semplicemente calcolare la pendenza della curva.

La prima prova per valutare il coefficiente d’attrito è stata eseguita deponendo sul campione di silicone dell’acqua. La slitta è stata connessa tramite un filo inestensibile a un blocchetto di resina (di peso noto) che a sua volta è stato fissato al campione di acciaio che rappresenta il materiale con cui sono realizzati gli strumenti per l’inserimento degli sfinteri endo-uretrali. Azionando la slitta il campione d’acciaio scorre sul campione di silicone e grazie alla cella di carico viene misurata la forza. Dopodiché sono stati aggiunti dei pesi noti, rispettivamente da 12.40 g, 14.50 g e 16.55 g. La prova è stata eseguita 5 volte per ciascun peso per poter fare una media dei valori di forza registrati. Da ogni prova si ottiene un grafico della forza d’attrito in funzione del numero di campioni acquisiti. Da ogni curva 𝐹_€/𝑁°𝑐𝑎𝑚𝑝𝑖𝑜𝑛𝑖 prenderemo il valore massimo della forza e poi si calcolerà il valore medio Figura 67. Questo lo si fa per ciascun peso in modo da ottenere un grafico della forza d’attrito in funzione della forza peso.

Peso (g) Forza peso (N) 𝐹_€ media (N)

16.36 0.1605 0.0806±0.0258

28.76 0.2821 0.1137±0.0367

43.26 0.4244 0.1873±0.0911

59.81 0.5867 0.2448±0.0934

Tabella 27 Valori della forza peso e valori medi sulle 5 prove della prova d'attrito con relativa deviazione standard

Figura 68 Grafico della forza d'attrito in funzione della forza peso; la pendenza della curva rappresenta il coefficiente di attrito statico

La curva ottenuta deponendo sul silicone dell’acqua fornisce un coefficiente d’attrito statico pari a 0.43±0.04. Questo valore è troppo alto infatti, l’attrito tra l’uretra e una cannula dovrebbe essere di 0.2. Per questo si è deciso di effettuare una seconda prova deponendo sul silicone dell’olio di vasellina. Il procedimento seguito è uguale alla prova precedente eseguita con l’acqua. In questo caso la curva risultante è mostrata in Figura 69. 0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 Forza Peso (N) -0.05 0 0.05 0.1 0.15 0.2 0.25 0.3 Forza attrito(N) Deposizione acqua y = 0.43*x - 7.6e-17

Peso (g) Forza peso (N)

16.36 0.1605

28.76 0.2821

43.26 0.4244

59.81 0.5867

Tabella 28 Valori della forza peso usati per costruire le curve per ricavare il coefficiente d’attrito

Figura 69 Grafico della forza d'attrito in funzione della forza peso; la pendenza della curva rappresenta il coefficiente di attrito statico

𝜇p

Deposizione acqua 0.21±0.01

Deposizione olio di vaselina _0.43±0.04

Tabella 29 Valori dei coefficienti d'attrito statico

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 Forza Peso (N) -0.02 0 0.02 0.04 0.06 0.08 0.1 0.12 0.14 Forza attrito(N)

Deposizione olio di vaselina

In questo caso la pendenza della curva, e dunque il coefficiente di attrito statico, risulta pari a 0.21±0.01 che è un valore accettabile se confrontato con i valori ottimali presenti in letteratura (0.15/0.20). Quindi per ottimizzare il phantom e renderlo quanto più possibile simile al tessuto umano, anche per quanto riguarda le proprietà tribologiche, l’ideale sarebbe ricoprire il phantom, prima di inserirvi lo sfintere, con olio di vasellina in modo da replicare l’ambiente che si ha in vivo.

6.CONCLUSIONI

La caratterizzazione meccanica dei tessuti biologici rappresenta un elemento fondamentale nella progettazione di dispositivi biomedici con cui i tessuti vanno ad interfacciarsi. In particolare, una richiesta clinica era quella di caratterizzare meccanicamente il tessuto uretrale, questo a causa della necessità di avere un phantom di uretra per valutare l’impianto di sfinteri artificiali. Ad oggi in letteratura sono riportati tantissimi studi riguardanti la caratterizzazione meccanica di tessuti biologici, tuttavia il tessuto uretrale è ancora poco indagato. Nell’ambito della progettazione di sfinteri artificiali il presente lavoro di tesi si basa sulla caratterizzazione meccanica di tessuti biologici molli, in particolare di tessuti urogenitali. E’ fondamentale caratterizzare tessuti urogenitali, in particolare tessuto uretrale al fine di progettare sfinteri artificiali per il trattamento dell’incontinenza urinaria severa. L’incontinenza urinaria è una patologia che colpisce milioni di persone causando notevoli disagi a livello psicologico e sociale. Si distinguono tre tipi di incontinenza: incontinenza da urgenza, incontinenza da sforzo e incontinenza mista. Gli sfinteri artificiali vengono progettati per il trattamento dell’incontinenza da sforzo causata da un anomalo funzionamento dello sfintere uretrale. Gli sfinteri artificiali finora realizzati sono di due tipi: extra-uretrali, che vengono posizionati esternamente all’uretra (tipicamente nella porzione bulbare) e sfinteri endo- uretrali posizionati all’interno del lume uretrale a contatto con il flusso di urina. La caratterizzazione del tessuto uretrale serve quindi durante le fasi di progettazione di sfinteri di tipo extra-uretrale ma serve anche per la realizzazione di un phantom che simuli nel miglior modo possibile le proprietà dell’uretra e che possa essere utilizzato sia per un semplice training di impianto di sfinteri endo-uretrali che per valutare la funzionalità di sfinteri endo-uretrali prima che questi vengano impiantati nel paziente. I vantaggi dell’utilizzo di un phantom in silicone sono notevoli, innanzitutto si limiterebbe l’utilizzo di tessuti animali che comunque presentano notevoli differenze rispetto al tessuto umano, inoltre un simulatore in silicone ha una durabilità maggiore rispetto ai campioni di tessuto animale ed è economico. Quindi il primo passo per la realizzazione del phantom è capire quali siano le proprietà del tessuto in esame. In letteratura si trovano poche informazioni riguardanti le proprietà meccaniche di tessuti urogenitali e in modo particolare del tessuto uretrale. Le poche informazioni disponibili riguardano tessuti animali o eventualmente

tessuti prelevati da cadavere. Nulla è stato fatto su tessuto in vivo o ex-vivo. Questo ci ha spinto ad eseguire delle prove su tessuto ex-vivo. I tessuti (uretra, corpo cavernoso e testicolo) sono stati prelevati da pazienti che si sono sottoposti a interventi di conversione di tipo andro-ginoide. I tessuti sono stati sottoposti a prova di trazione nella direzione longitudinale utilizzando il macchinario Instron 4464 Mechanical Machine Testing. Dall’analisi dei dati ottenuti dalla prova di trazione si sono ricavate curve Stress/Strain fondamentali per la caratterizzazione dei tessuti biologici. Grazie ai campioni di tessuto forniti è stato possibile ripetere i test più volte su campioni diversi in modo tale da avere una maggiore significatività dei risultati. Dai grafici ottenuti si osserva una forte non linearità tipica dei tessuti biologici molli. Si può osservare che le curve Stress/Strain di corpo cavernoso e testicolo presentano una pendenza maggiore rispetto a quella dell’uretra che invece ha un comportamento più flat (Figura 29). Utilizzando la funzione Matlab ‘cftool’ è stato possibile ricavare il modulo elastico dei tessuti sia nella prima che nella seconda regione lineare. Da un’analisi dei risultati emerge che testicolo e corpo cavernoso hanno un modulo elastico maggiore rispetto a quello dell’uretra. I valori dei moduli elastici sono riportati nella tabella che segue (Tabella 30).

Modulo elastico primo tratto (kPa)

Modulo elastico secondo tratto (kPa)

Uretra 24.6±7.5 157.4±83.1

Corpo cavernoso 54.9±20.4 224.1±81.1

Testicolo 55.9±14.8 322,7±71,1

Tabella 30 Valori del modulo elastico ottenuti dalla prova di trazione sui tre tessuti

I valori del modulo elastico giustificano la diversa pendenza delle curve relative ai tre tessuti. In particolare, il testicolo ha un modulo elastico che è circa doppio rispetto a quello del tessuto uretrale. Ovviamente le prove condotte rappresentano una stima del comportamento del tessuto. Infatti, bisogna considerare l’enorme variabilità tra soggetti e anche il fatto che la preparazione dei campioni è operatore dipendente da cui deriva, in parte, la variabilità nei risultati. Per avere un’idea più precisa di quello che è il comportamento del tessuto si è deciso di indagare un modello matematico, ossia una

stati proposti diversi modelli per descrivere il comportamento dei tessuti biologici, non esiste un modello univoco ma esistono tanti modelli che possono essere adattati per descrivere il comportamento di un determinato tessuto. Noi ci siamo occupati di due modelli, proposti uno per descrivere il comportamento del pavimento pelvico e uno utilizzato per descrivere il comportamento dell’uretra equina. I parametri dei modelli sono stati ricavati attraverso un algoritmo di ottimizzazione implementato in Matlab. Entrambi i modelli risultano adatti a descrivere il comportamento dei tessuti in particolare del tessuto uretrale, infatti si può osservare una sovrapposizione quasi completa della curva sperimentale con la curva teorica.

La caratterizzazione meccanica dei tessuti, in particolare dell’uretra, rappresenta uno step necessario per la progettazione di sfinteri artificiali. Inoltre, la caratterizzazione meccanica dell’uretra è risultata fondamentale anche nella realizzazione di un phantom che possa essere usato sia per valutare le performance di sfinteri artificiali extra-uretrali ma anche per valutare l’inserimento di sfinteri artificiali endo-uretrali e per consentire un semplice training di impianto. In particolare, ai fini della realizzazione del phantom di