Dott. Evola FR, Dott. Cannavò S, Dott. Pietropaolo A, Dott. Pitino D.

Dipartimento di Specialità Medico-Chirurgiche
Sezione di Ortopedia e Traumatologia
Università degli Studi di Catania
Direttore: Prof. Sessa G.

Abstract
L’utilizzo di impianti bioriassorbibili nelle procedure chirurgiche ortopediche è sempre più frequente. I progressi nella scienza dei polimeri hanno consentito la produzione di impianti con la forza meccanica necessaria per tali procedure. I materiali bioriassorbibili sono stati utilizzati per la sintesi di fratture e per la stabilizzazione dei tessuti molli. Questi impianti offrono i vantaggi di un trasferimento graduale del carico al tessuto in via di guarigione, di ridurre la necessità della rimozione del mezzo di sintesi e della radiotrasparenza, che facilita la valutazione radiografica postoperatoria. Le complicanze riportate con l’utilizzo di tali materiali sono la formazione di tratti fistolosi sterili, l’osteolisi, la sinovite e la reazione fibrosa ipertrofica. Per determinare le situazioni cliniche nelle quali tali materiali sono di maggiore beneficio sono necessari ulteriori studi. L’utilizzo di materiali assorbibili in chirurgia non è nuovo, già nel secondo secolo Galeno aveva descritto una sutura intestinale. Tuttavia, i recenti miglioramenti nella scienza dei polimeri hanno condotto allo sviluppo di nuovi impianti ortopedici fatti di materiali bioriassorbibili. Il vantaggio principale di questi impianti è che vi sono una stabilità iniziale adeguata alla guarigione e poi un riassorbimento graduale dopo che si è stabilizzata la sintesi biologica. Inoltre, tali materiali limitano le sollecitazioni di difesa dell’osso, applicando gradualmente il carico a mano a mano che vengono degradati, ovviano alle procedure di rimozione del mezzo di sintesi e facilitano l’imaging radiologico postoperatorio. I polimeri costituiti di acido lattico, di acido glicolico e il diossanone, come i copolimeri di tali materiali, sono stati studiati e resi disponibili immediatamente per l’utilizzo clinico come impianti per la sintesi sia delle ossa sia dei tessuti molli.
Scienza di base degli impianti bioriassorbibili
Per definizione, gli impianti bioriassorbibili vengono degradati biologicamente e i loro prodotti di demolizione vengono incorporati nei normali processi cellulari biologici e biochimici. Questi materiali devono anche essere biocompatibili, con prodotti di degradazione ben tollerati dall’ospite con nessuna tendenza immunogena o mutagena. Inoltre, per le applicazioni muscoloscheletriche, tali materiali devono mantenere una forza adeguata e non degradarsi troppo rapidamente, in modo che la stabilità non venga persa prima che si possa verificare un’adeguata guarigione. I materiali bioriassorbibili perfetti per utilizzo ortopedico inizialmente dovrebbero avere caratteristiche meccaniche uguali a quelle degli impianti standard in acciaio. Dovrebbero degradarsi con il processo di guarigione in modo che il carico venga gradualmente trasferito ai tessuti in via di guarigione. I polimeri attualmente disponibili non hanno ancora caratteristiche meccaniche uguali a quelle degli impianti metallici ma continuano a essere apportati dei miglioramenti, in particolare con l’uso di tecniche di rinforzo.
Scienza dei polimeri
La maggioranza delle ricerche sulle applicazioni cliniche degli impianti bioriassorbibili si è focalizzata sull’uso di polimeri conosciuti come alfa-poliestere o come poli (alfa-idrossi) acidi. Comprendono gli acidi polilattici (PLA), gli acidi poliglicolici (PGA) e il polidiossanone (PDS). L’associazione di tali materiali consente l’ottimizzazione delle loro proprietà biochimiche per usi clinici specifici.
I polimeri sono composti di sotto unità con legame covalente che formano grosse macromolecole. Queste sotto unità che si ripetono vengono dette monomeri. Un polimero fatto di un singolo monomero che si ripete è un omopolimero. Un’associazione di due o più monomeri differenti è un copolimero. Le diverse unità monomeriche in un copolimero possono essere disposte a caso (copolimeri random) o in una regione lunga di una sotto unità, che si alterna con un’altra (copolimero in serie). Le proprietà biomeccaniche e biochimiche del copolimero differiscono da quelle dei suoi monomeri costituenti. Le catene dei polimeri che costituiscono l’impianto possono essere lineari, ramificate o incrociate con le catene vicine. L’organizzazione della microstruttura delle catene può essere amorfa o cristallina, come determinato dall’orientamento delle catene dei polimeri. L’aspetto cristallino generale di un polimero influisce sulle sue proprietà biomeccaniche e di degradazione.
Queste proprietà possono essere influenzate dalla tecnica della manifattura, con temperature elevate e tassi di raffreddamento lenti, che consentono alle catene di polimeri di allinearsi da sole in una struttura solida ordinata. La maggioranza degli impianti bioriassorbibili è fatta di materiali “semicristallini”, che contengono regioni sia amorfe sia cristalline, ognuna delle quali gioca un ruolo nei tassi di forza e assorbimento. Molte delle proprietà fisiche di un polimero dipendono dalla composizione chimica, dal peso molecolare e dalla disposizione delle catene di polimeri. I polimeri utilizzati in ortopedia sono di natura viscoelastica; quindi, le loro proprietà fisiche cambiano con il tasso di applicazione del carico e dipendono dal tempo. Un aumento del peso molecolare implica un aumento della viscosità intrinseca all’interno del polimero, che conduce a una minore deformabilità (cioè meno flusso) con l’applicazione di un carico. In generale, polimeri di peso molecolare da alto a medio, molto viscosi, avranno una biodegradazione più lenta di quelli con minore peso molecolare e minore viscosità. Le proprietà meccaniche di un polimero vengono influenzate anche dalla temperatura. La temperatura di vetrificazione (Tg) è la temperatura al di sotto della quale il polimero è rigido e duro e al di sopra della quale è morbido e gommoso. La Tg varierà a seconda della composizione chimica del polimero, del peso molecolare e della percentuale di polimero interessata da zone amorfe. Poiché un impianto polimerico è in grado di sostenere un carico maggiore a temperature inferiori al suo Tg, la maggioranza dei polimeri utilizzati clinicamente ha un Tg superiore alla temperatura corporea. L’acido lattico è una piccola molecola idrofobia a tre atomi di carbonio, che gioca un ruolo importante nella produzione di energia cellulare. Per l’asimmetria della molecola, ha una configurazione sia destrogira (D) sia levogira (L).
Proprietà meccaniche di vari materiali per impianti bioriassorbibili
L’acido lattico L polimerizzato viene detto poli-Lacido lattico (PLLA). Il copolimero di forma D (poli-DL-acido lattico) viene detto PDLLA. Le proprietà meccaniche e di degradazione di questi due enantiomeri differiscono in modo significativo, essendo il PLLA più cristallino e il PDLLA più amorfo. Le caratteristiche dei copolimeri sono intermedie tra quelle dei due monomeri. L’acido poliglicolico viene sintetizzato da una polimerizzazione ad anello aperto dal glicolide. È una molecola dura, spessa, cristallina che è di natura più idrofilica del PLA. La sua forma autorinforzata è più rigida di altri polimeri utilizzati per scopi clinici. L’acido poliglicolico è stato utilizzato in modo estensivo negli impianti ortopedici. Questo polimero ha tassi di degradazione più rapidi del PLA; ci sono state maggiori reazioni sinovitiche con tale materiale, probabilmente conseguenti alla sua rapida degradazione. Il polidiossanone è stato descritto per la prima volta nel 1981(bibliogr.3). Questo materiale viene costruito mediante la polimerizzazione del monomero para-diossanone. Allo stato naturale il PDS è un polimero cristallino incolore; la sua colorazione porpora si ottiene con l’aggiunta di colore violetto. La sutura PDS viene creata mediante la fusione-estrusione dei granuli di polimero attraverso tinture appropriate. La rigidità intrinseca della sutura PDS si è resa preziosa nelle applicazioni nelle procedure in artroscopia perché attraversa facilmente i passanti della sutura.
Degradazione
La degradazione degli impianti bioriassorbibili segue un modello prevedibile. Il tasso di degradazione dipende dal peso molecolare di partenza del polimero e dal suo aspetto cristallino, dalla composizione e dalla porosità dell’impianto e da altri fattori, come le condizioni di carico e la vascolarizzazione locale. Nel processo di degradazione, prima vi è una perdita di peso molecolare, seguita dalla perdita di forza e infine dalla perdita di massa. La fase iniziale della degradazione è di natura chimica. Il processo biologico e la rimozione dell’impianto avvengono più tardi.
A causa di questo tipo di degradazione, tali materiali perdono la forza funzionale molto prima di essere completamente riassorbiti. La fase iniziale di degradazione è quella di idrolisi. Le molecole dell’acqua penetrano nel materiale impiantato provocando la scissione dei legami molecolari monomerici. Questa condizione porta alla scissione delle catene lunghe di polimeri in catene più corte, riducendo il peso molecolare complessivo. Tale processo è influenzato dalla porosità dell’impianto. La bassa porosità incrementa l’autocatalisi dell’impianto, poiché la lenta clearance dei prodotti di degradazione dall’interno dei materiali conduce a un incremento dell’acidità e a una scissione molecolare più rapida. Il peso molecolare riveste un ruolo importante nell’attrito all’interno dell’impianto e così le sue proprietà meccaniche; l’idrolisi di queste catene lunghe conduce alla perdita di forza meccanica. Come conseguenza, gli impianti con bassa porosità possono avere una vita funzionale più breve. A mano a mano che l’impianto perde l’integrità e si frammenta, ha luogo la sua rimozione biologica. È stato postulato che la degradazione rapida di questi impianti sia la causa di marcate reazioni da corpo estraneo, sinoviti e persino attivazione di un processo a cascata del complemento. Gli studi che valutano la risposta tissutale agli impianti PGA e PLLA hanno dimostrato le reazioni da corpo estraneo per i prodotti della degradazione. La degradazione del PLLA è stata associata alla reazione da corpo estraneo, dopo 143 settimane dall’impianto. Una reazione tipo risposta da corpo estraneo al PGA è stata rilevata dopo appena 3-6 settimane. Differenze nel timing della risposta cellulare a tali materiali sono probabilmente conseguenti ai diversi tassi di degradazione del PGA e del PLLA. Dal punto di vista clinico, la maggioranza delle reazioni da corpo estraneo è stata associata a un PGA che si degrada più rapidamente, ma sono state descritte anche reazioni al PLLA.(bibliogr.19) I tassi di degradazione di questi materiali possono essere ottimizzati per la sintesi biologica, modificando i rapporti dei copolimeri del PGA e del PLLA. Le più comuni complicanze a livello dei tessuti molli, riportate in seguito all’utilizzo di questi materiali, sono la formazione di tratti fistolosi sterili, la reazione fibrosa ipertrofica e l’osteolisi. Tali risposte infiammatorie si verificano in meno del 10% dei pazienti, ma possono essere abbastanza gravi da richiedere l’intervento chirurgico, per risolvere la reazione.
Ciclo biochimico di degradazione
Gli alfa poliesteri, come il PLA, il PGA e il PDS, si degradano principalmente per idrolisi, 8con il rilascio dei loro rispettivi monomeri. I monomeri vengono quindi incorporati nei normali processi fisiologici cellulari per l’ulteriore degradazione. L’acido lattico, l’acido gli colico e il para-diossanone hanno un ciclo biochimico ben definito, che conduce infine alla loro escrezione sotto forma di diossido di carbonio e acqua. L’acido lattico viene prodotto dalla degradazione idrolitica del PLA. L’acido lattico viene normalmente prodotto alla fine del ciclo gli colitico dal piruvato, quando la quantità di ossigeno si sta riducendo. L’ossidazione del lattato per formare il piruvato viene catalizzata per mezzo della lattato deidrogenasi. In condizioni aerobiche, il piruvato subisce la decarbossilazione ossidativa per produrre l’acetil coenzima A. Questa molecola può quindi penetrare nel ciclo dell’acido citrico per l’ulteriore ossidazione, per produrre il diossido di carbonio, l’acqua e l’adenosin trifosfato per mezzo della fosforilazione ossidativa.
La degradazione del PGA e del PDS segue quasi lo stesso ciclo. L’idrolisi del PGA produce l’acido glicolico, che viene escreto nell’urina o convertito in gliossilato. I prodotti di degradazione del PDS entrano nel ciclo a livello del glicossilato. L’aminoacido glicina può essere prodotto dal gliossilato attraverso una reazione di transaminazione. La glicina, un amino acido glucogenico, può essere ulteriormente convertita in piruvato attraverso un intermediario della serina. Il piruvato viene quindi convertito nell’acetil coenzima A per entrare nel ciclo dell’acido citrico, come discusso sopra.
Proprietà meccaniche
Le proprietà meccaniche degli impianti ortopedici bioriassorbibili devono essere prese in considerazione sia al momento del posizionamento, sia durante la degradazione. Gli impianti sono inizialmente soggetti a carichi notevoli, che gradualmente diminuiscono con la guarigione del tessuto. L’impianto perfetto degraderà a un tasso che gradualmente trasferisce il carico al tessuto in via di guarigione e non procede più velocemente della risposta di guarigione. I fattori che influiscono sulle proprietà meccaniche di un impianto comprendono il tipo di materiale, la sua trasformazione e l’ambiente locale di valutazione.
I polimeri bioriassorbibili differiscono dai comuni impianti in acciaio inossidabile perché sono di natura più viscoelastica. Pertanto mostrano maggiori proprietà di rilassamento costante e sotto sollecitazione. Diversi autori hanno rilevato l’importanza di questa proprietà dimostrando che, quando utilizzati sotto forma di vite interframmentaria, i polimeri bioriassorbibili perdono il 20% della loro forza 20 minuti dopo l’applicazione, a causa del detensionamento sotto stress. Per migliorare le caratteristiche meccaniche degli impianti bioriassorbibili sono state sviluppate tecniche di rinforzo. Le componenti assorbibili autorinforzate sono materiali polimerici nei quali gli elementi di rinforzo e la matrice del materiale hanno la stessa composizione chimica. Il modo più efficace di produrre la struttura autorinforzata nel polimero è attraverso la deformazione meccanica dei materiali non rinforzati.Questo processo di deformazione porta alla formazione di catene di polimeri orientate: le strutture autorinforzanti. Le proprietà di tali impianti variano, a causa principalmente delle differenze nella trasformazione e nella valutazione delle condizioni. Soprattutto, i materiali autorinforzati mostrano un miglioramento nei loro valori meccanici iniziali in confronto ai polimeri non rinforzati La forza iniziale di flessione del PGA autorinforzato supera quella dell’acciaio inossidabile; tuttavia, con i rapidi indici di degradazione tale forza non viene conservata. In generale, le proprietà meccaniche di questi impianti polimerici non si avvicinano agli impianti standard in acciaio inossidabile. Mentre ci si potrebbe attendere la rapida perdita di proprietà meccaniche, consentendo il movimento eccessivo tra i frammenti di frattura, questi materiali sono stati utilizzati con successo in situazioni cliniche specifiche. Sono stati eseguiti studi sulla degradazione meccanica sia in vivo sia in vitro. La determinante più importante del tasso di degradazione è il materiale stesso, ma l’ambiente attorno alla sede dell’impianto può rappresentare un fattore influente. Vi è prova che gli indici di degradazione sono più rapidi con la valutazione in vivo successiva ai contributi enzimatici.Le aree di elevato metabolismo tissutale e di flusso ematico facilitano la degradazione del materiale. Inoltre, gli impianti in carico, tendono a degradare più rapidamente, forse dopo una microfrattura. Il tasso di degradazione meccanica della sutura in PDS è stato studiato da Ray et al.(bibliogr.3) È stata valutata la forza di rottura della sutura in PDS dopo l’impianto nel tessuto sottocutaneo di ratti. La sutura in PDS ha mantenuto il 74% della sua forza non impiantata dopo 2 settimane, ma dopo 6 e 8 settimane questo valore è sceso rispettivamente al 41 e al 14%. Gli autori hanno determinato, con l’utilizzo di una marcatura con un isotopo radioattivo, che l’assorbimento del materiale risultava completo dopo 182 giorni dall’impianto. Analogamente, i materiali in PGA perdono la loro forza meccanica dopo 6-8 settimane. La perdita di proprietà meccaniche avviene a tassi variabili, con riduzione delle forze di taglio più lenta rispetto alle forze di flessione. Nei materiali autorinforzati, il materiale matrice perde la sua forza più rapidamente degli elementi di rinforzo. Pertanto, questi materiali possono risultare più adatti alla sintesi delle fratture che interessano l’osso spongioso periarticolare, dove sono comuni elevati carichi tangenziali.
Applicazioni cliniche
L’uso di materiali bioriassorbibili per collegare i tessuti molli all’osso è sempre più utilizzato dai chirurghi ortopedici, in particolare nel trattamento delle lesioni dei tessuti molli nella spalla. Questi impianti hanno facilitato la riparazione e la ricostruzione di lesioni labiali e della cuffia dei rotatori. Lo sviluppo di chiodini ad espansione, di ancorette per sutura e di impianti con viti e rondelle bioriassorbibili ha fornito ai chirurghi ortopedici maggiori alternative di trattamento .Le ancorette per sutura bioriassorbibili sono utili come alternativa ai chiodini e alle viti in metallo, che possono avere un elevato profilo. Eliminano anche la necessità di suture passanti attraverso tunnel ossei. Le forze di tensione delle suture con ancorette sono paragonabili a quelle delle loro controparti metalliche.Questi impianti hanno forza sufficiente che il punto di cedimento è l’interfaccia sutura-tessuto molle.
Le complicanze osservate con l’uso delle ancorette bioriassorbibili sono simili a quelle riscontrate con le ancore metalliche. Una incisura impropria, troppo profonda, nell’osso può consumare la sutura e farla fallire. Il posizionamento superficiale dell’ancoretta può provocare l’usura della cartilagine sulla superficie articolare opposta. L’ancoretta può anche non sopportare la tensione dell’osso e diventare un corpo libero intrarticolare. Poiché tali impianti sono radiotrasparenti, questa diagnosi può essere difficile da fare nel periodo postoperatorio in caso di un persistente punto doloroso articolare. Esclusivamente per le ancorette bioriassorbibili, vi è la possibilità della rottura dell’occhiello con una sezione successiva della sutura. Le suture con ancorette bioriassorbibili hanno molti vantaggi. L’ancoretta viene riassorbita e quindi si riduce la necessità della rimozione di un impianto sporgente. Il riassorbimento rende anche la chirurgia di revisione meno complicata, dal momento che non è necessaria la rimozione del mezzo di sintesi. La sintesi non oscura l’anatomia, come evidenziato dalle radiografie ed è compatibile con la risonanza magnetica, se è necessaria un’ulteriore valutazione dell’articolazione colpita. Le ancorette poste in modo non corretto possono semplicemente essere estratte anziché svitate o fatte passare attraverso il foro, come è necessario nel caso delle ancorette metalliche. Infine, le sollecitazioni vengono trasferite gradualmente ai tessuti molli in via di guarigione, mentre le ancorette si degradano.
Riparazione delle lesioni della spalla
L’efficacia delle ancorette bioriassorbibili per l’utilizzo nelle riparazioni di Bankart, come nel trattamento delle lesioni della cuffia dei rotatori e nelle lesioni SLAP (cioè lesioni del labbro superiore antero-posteriore), è attualmente in studio. Warme et al.(bibliogr.24) hanno confrontato l’utilità delle ancorette bioriassorbibili e non bioriassorbibili in uno studio prospettico randomizzato sulle riparazioni a cielo aperto secondo Bankart. Ad un follow-up medio di 25 mesi, vi è stato 1 fallimento in 18 pazienti trattati con ancorette non bioriassorbibili, in confronto a 2 fallimenti in 20 pazienti trattati con ancorette bioriassorbibili. Le radiografie eseguite al controllo dopo 2 anni nel gruppo trattato con ancorette bioriassorbibili hanno dimostrato una degradazione dell’impianto e una sostituzione ossea quasi complete. Dopo 6 mesi i fori delle ancorette utilizzati per gli impianti non bioriassorbibili hanno evidenziato una rima sclerotica, ma nessun incremento di dimensione rispetto alle misurazioni sulle radiografie postoperatorie iniziali. Dopo queste radiografie non vi è stata alcuna successiva modificazione. Deve essere rilevato che non è stato pubblicato alcuno studio sulle complicanze attribuibili alla natura bioriassorbibile di tali ancorette da sutura. L’uso di chiodini ad espansione bioriassorbibili, per la riparazione delle lesioni labiali, ha reso meno complicato il trattamento artroscopico di queste lesioni dal punto di vista tecnico. Lo sviluppo di chiodini per il labbro, come il Suretac (Smith&Nephew, Andover, Mass), il TissueTack (Arthrex, Naples, Fla), il ConTack(Mitek, Westwood, Mass) e il Contour Labial Nail (Bionx Implants, Blue Bell, Pa), ha portato alla capacità di trattare più pazienti con lesioni di Bankart e SLAP per via artroscopica. Questi chiodini sono cannulati per facilità di inserzione e consentono la reinserzione del labbro nella cavità glenoidea in posizione anatomica. Tali dispositivi eliminano i rischi del metallo attorno alle superfici articolari, non richiedono la perforazione transglenoidea o un’incisione accessoria posteriore ed evitano l’annodamento di fili tecnicamente difficile in artroscopia. Il primo chiodino ad espansione bioriassorbibile è stato costruito in PGA, che perde rapidamente la sua forza nel giro di 4-6 settimane. Il riassorbimento completo si verifica nel giro di circa 6 mesi. Questo tipo di impianto è stato implicato in svariati casi di sinovite asettica, conseguente a una reazione istiocitica o fagocitica al polimero che si degrada rapidamente. Attualmente, la maggioranza dei chiodini è composta da materiali che si riassorbono a lungo termine come il PDLA, il PLLA o i compositi, che possono ridurre il tasso di sinoviti. arner et al.(bibliogr.25) hanno riferito i dati relativi a 15 pazienti sottoposti a un’artroscopia di revisione per una riparazione di Bankart in artroscopia che non ha avuto successo eseguita con dispositivo Suretac. Tali pazienti erano un sottogruppo di 96 soggetti trattati inizialmente per lussazione o sublussazione anteriore recidivante post-traumatica. La ripetizione della procedura era necessaria per l’instabilità recidivante in 7 pazienti, dolore in 6 e dolore con rigidità in 2. Quando rivalutati, l’insuccesso nei pazienti con instabilità veniva considerato una conseguenza della ricostruzione inadeguata sia dei legamenti glenomerali anteriori sia del complesso labiale anteriore. La causa dell’insuccesso in 8 pazienti con dolore o con dolore e rigidità era meno chiara, sebbene in molti di loro sia stata riscontrata una risposta infiammatoria indolore al polimero PGA. Sei dei pazienti, infine, hanno avuto un sollievo completo o parziale dal dolore dopo una seconda artroscopia e decompressione subacromiale, tenodesi bicipitale, orelease capsulare o manipolazione. I dispositivi di sintesi bioriassorbibili vengono adesso utilizzati anche per la riparazione delle lesioni della cuffia dei rotatori. Queste procedure venivano inizialmente eseguite con ancorette, ma più recentemente sono diventati disponibili dispositivi tipo viti e rondelle. Il razionale per l’utilizzo di tali viti per i tessuti molli è la riparazione tendine-osso senza una sutura, riducendo l’incidenza di complicanze a livello dell’interfaccia tendine-sutura e aumentando la superficie di contatto tendine-osso. Questi dispositivi (Bio-Headed Corkscrew, Arthrex; Biocuff Screw, Bionx; Biotwist, Linvatec, Naples, Fla) impiegano tutti una vite con testa larga per la compressione dei tessuti molli. La vite Biocuff ha una rondella dentata indipendente, per impedire danni tendinei e per ridurre la necrosi da pressione. Non sono ancora disponibili studi clinici sull’uso di tali dispositivi.
Riparazione meniscale
La tecnica di riparazione meniscale “tutto dentro” descritta da Morgan è stata sviluppata per riparare in modo sicuro le porzioni periferiche centrali e posteriori del menisco, una sede difficile da raggiungere con le tecniche artroscopiche tradizionali a causa del rischio di lesione neurovascolare. L’uso di impianti bioriassorbibili nelle riparazioni meniscali interne è stato descritto adesso. Questi dispositivi eliminano la necessità di un’incisione posteriore, riducono il rischio di lesione neurovascolare e semplificano la procedura di sintesi. La Bionx Meniscal Arrow è un impianto bioriassorbibile ben caratterizzato che è stato approvato dalla Food and Drug Administration negli Stati Uniti per la riparazione meniscale. È un dispositivo a forma di T composto di un PLLA autorinforzato con uno stelo a punta di 1,1 mm di diametro. Lo stelo penetra nel menisco e nella capsula, e la porzione a barra avvicina la lamina meniscale lesa alla periferia. Le frecce rimangono nell’articolazione per circa 1 anno e vengono gradualmente riassorbite attraverso l’idrolisi a diossido di carbonio e acqua. I dati biomeccanici riportati da Boenisch et al.(bibliogr.27) hanno paragonato la forza di tensione e la rigidità lineare della riparazione meniscale eseguita con frecce bioriassorbibili e con suture ad ansa verticali e orizzontali in menischi di bovini. Le forze di tensione in entrambi i gruppi di suture erano significativamente più alte (p <0,05) di quelle risultanti nel gruppo di sintesi con frecce. Inoltre, la stabilizzazione con sutura verticale era significativamente più rigida della stabilizzazione sia con suture orizzontali sia con frecce. Tuttavia, dati più recenti da altri studi su bovini28 non hanno dimostrato alcuna differenza tra la forza di tensione delle frecce e quella delle suture verticali con PDS, quando la freccia è stata inserita con una pistola meccanica. In effetti, è stata rilevata una forza di tensione notevolmente maggiore per la stabilizzazione con frecce a 12 e a 24 settimane, in confronto agli impianti basati sul PDS. Le considerazioni tecniche relative all’inserzione, come mantenere la freccia parallela alla superficie articolare e ottimizzare il numero di punte da impiegare oltre la lesione, si sono dimostrate essenziali per l’integrità della riparazione. Albrecht-Olsen et al.(bibliogr.29) hanno eseguito uno studio prospettico randomizzato, confrontando la riparazione meniscale, che utilizza l’impianto a freccia bioriassorbibile per il menisco e la riparazione interna con suture meniscali orizzontali. Sono stati divisi equamente 68 pazienti in due gruppi. Le riparazioni sono state eseguite soltanto nelle zone rosse-rosse e in quelle rosse- bianche e i protocolli di riabilitazione erano standardizzati. In tutto, 65 pazienti (96%) sono stati sottoposti a un’altra artroscopia dopo 3-4 mesi. Si è osservata la guarigione del menisco nel 91% dei pazienti nel gruppo della riparazione con freccia, ma soltanto nel 75% di coloro che erano stati trattati con sutura. Non sono state riportate complicanze nel gruppo con sintesi bioriassorbibile. Il tempo chirurgico per le procedure era in media di 30 minuti per la riparazione con freccia e di 60 minuti per la riparazione con sutura. I vantaggi di una diminuzione del tempo chirurgico, della facilità di inserzione e del miglioramento nella guarigione del menisco, con la riparazione meniscale interna con impianto bioriassorbibile, sono stati confermati da tale studio. In svariati studi su casi clinici sono state pubblicate le complicanze avute con il Bionx Arrow.
Queste complicanze comprendono la formazione di ematoma, la migrazione sottocutanea, la reazione da corpo estraneo e la perdita di stabilizzazione. L’uso di questi nuovi impianti sembra essere semplice. Tuttavia, è richiesta attenzione al dettaglio tecnico in termini di posizionamento, scelta della lunghezza e orientamento, per evitare complicanze e garantire una fissazione ottimale.
Ricostruzione del legamento crociato anteriore
I dispositivi di fissazione dell’innesto per la ricostruzione del legamento crociato anteriore sono stati fabbricati in passato con materiali non bioriassorbibili, come il metallo e la plastica. Questi dispositivi spesso sono difficili da rimuovere o da evitare, se è necessaria la revisione della ricostruzione del legamento crociato anteriore. Inoltre, la valutazione delle lesioni dei tessuti molli con la RM dopo l’uso di un mezzo di sintesi in metallo è difficile. Per di più, la stabilizzazione di apertura (stabilizzazione dei tessuti molli a livello della rima articolare), che fornisce un costrutto più rigido, è intralciata da problemi relativi alla rottura dell’innesto a causa delle viti di metallo a interferenza. L’uso di dispositivi di sintesi bioriassorbibili, come le viti a interferenza, può potenzialmente eliminare alcuni di questi problemi. Attualmente sono disponibili svariati tipi differenti di viti, che variano nella composizione polimerica. Nella ricostruzione del legamento crociato anteriore, la forza di fissazione dell’innesto è importante nel periodo della stabilizzazione iniziale fino all’integrazione ossea dell’innesto. Questo periodo varia da 6 settimane per la fissazione osso-tendine rotuleo-osso a circa 12-16 settimane per la stabilizzazione dei muscoli posteriori della coscia. Le viti a interferenza bioriassorbibili, pertanto, devono mantenere potenzialmente tutta la loro integrità strutturale durante quell’intero lasso di tempo. Le forze di tensione iniziali di tali impianti dovrebbero resistere a un carico stimato di 500 N per le attività quotidiane. Per questo motivo, la maggioranza delle viti sul mercato è prodotta con PLLA o con un copolimero variante con un’emivita più lunga. Tale composizione può condurre a un ritardo di integrazione ossea, negando in tal modo il beneficio principale della stabilizzazione bioriassorbibile. Non vi è alcun consenso da parte dei risultati di recenti studi biochimici. Pena et al.(bibbliogr.35) hanno pubblicato dati sull’inserimento di forze torsionali e forze di sintesi sugli innesti osso-tendine rotuleo-osso sintetizzati con viti a interferenza PLA (Bioscrew, Linvatec, Key Largo, Fla) e le hanno confrontate con le viti a interferenza di metallo nei campioni di cadaveri di persone giovani o di mezza età. Con l’uso di un correttore per la densità minerale ossea, le forze di tensione erano di 730 N per le viti in metallo e 668 N per le viti in PLA. La forza torsionale di inserzione era di 1,52 N per le viti in metallo e di 0,30 N per le viti bioriassorbibili. Entrambe le forze di tensione e torsionale di inserimento erano notevolmente più elevate (p >0,05) per la sintesi con viti a interferenza di metallo. Gli autori hanno rilevato che la perdita di resistenza alla tensione delle viti bioriassorbibili è possibile con un periodo eccessivo di immagazzinamento a causa dell’idrolisi o dell’umidificazione dell’impianto prima dell’utilizzazione. Caborn et al.(bibbliogr.36) hanno pubblicato i risultati di un confronto biomeccanico della fissazione con viti di metallo a interferenza e bioriassorbibili di innesti compositi semitendinoso-gracile. Non si sono riscontrate differenze statisticamente significative in massimo carico in tensione, né le forze torsionali di inserzione della vite si correlano con il massimo carico in tensione. Tuttavia, uno studio di follow-up in cui i tunnel ossei venivano ridotti, in modo specifico, di non più di 5 mm rispetto al diametro dell’innesto, ha dimostrato che la forza di torsione per l’inserzione della vite bioriassorbibile si correlava direttamente con la perdita definitiva di tenuta dell’innesto.Pertanto, sembra che la fissazione con viti a interferenza bioriassorbibili non sia adatta per tutti i pazienti, specialmente per coloro con scarsa qualità dell’osso. L’attenta preparazione dell’innesto e la sua riduzione possono, tuttavia, portare a una fissazione a interferenza capace di resistere alle forze di una riabilitazione accelerata. Un recente studio prospettico randomizzato di McGuire et al.(bibbliogr.38) ha confrontato la Linvatec Bioscrew con le viti a interferenza in metallo in 204 pazienti. Sono state utilizzate varie fonti per il prelievo degli innesti, compresi quelli autologhi ed eterologhi ossei e dal tendine rotuleo ed eterologhi dal tendine di Achille. L’intervallo medio di follow-up era di 2,4 anni e l’età media dei pazienti era 30 anni. È stato utilizzato un protocollo di riabilitazione standardizzato.
Non è stata rilevata alcuna differenza statisticamente significativa relativamente ai punteggi di Lysholm o di Tegner, al dolore, alla dimensione della coscia, al risultato del test di Lachman, al pivot shift, al crepitio femoro-rotuleo o al versamento articolare. Non è stata rilevata alcuna differenza significativa nella valutazione con KT 1000 tra la vite bioriassorbibile da 1,8 mm e quella in metallo da 1,6 mm. Durante l’inserzione si sono rotte 12 viti in PLLA senza effetti avversi. Non sono state riportate complicanze correlate alla perdita di sintesi, di tossicità, di allergia o di osteolisi. Con le viti a interferenza bioriassorbibili sono possibili risultati clinici eccellenti, sebbene non vi sia consenso riguardo al fatto che la forza biomeccanica sia la stessa tra fissazione con vite di metallo e quella con vite bioriassorbibile. Gli svantaggi delle viti a interferenza bioriassorbibili riguardano i problemi relativi al drenaggio sterile, alla formazione di cisti, alla mancanza completa di crescita ossea all’interno del difetto, alla perdita precoce della forza di tensione in conseguenza dell’idrolisi e alla rottura intraoperatoria del mezzo di sintesi. Il tasso riportato di queste complicanze cliniche è basso e non ha condotto a una differenza clinicamente significativa negli studi sui risultati attualmente pubblicati.
Sintesi delle fratture
Sebbene i mezzi di sintesi bioriassorbibili per le fratture sembrino presentare chiari vantaggi rispetto agli impianti in metallo, le preoccupazionirelative alla forza iniziale della fissazione di tali materiali ne hanno limitato l’ampia accettazione. Questi materiali devono avere la forza di fissazione iniziale necessaria per mantenere la riduzione dei frammenti ossei durante il processo di guarigione. Sono importanti le tecniche di fabbricazione, poiché i polimeri modellati in fusione non possiedono la forza necessaria per una sintesi affidabile, mentre i materiali autorinforzati hanno caratteristiche meccaniche più adatte per tale utilizzo. In uno studio su oltre 2500 casi di fissazione della frattura in cui sono stati utilizzati impianti bioriassorbibili, Rokkanen et al.(bibbliogr.39) hanno riportato che l’incidenza di infezione batterica della ferita era del 3,6%; la reazione non specifica al corpo estraneo del 2,3%; e l’insuccesso della fissazione del 3,7%. Rispetto alla fissazione metallica, quella con materiale bioriassorbibile ha dimostrato un’incidenza di infezione minore. Vari gruppi di autori hanno eseguito una prova prospettica randomizzata confrontando le viti PLA con quelle in acciaio inossidabile, per la sintesi di fratture malleolari mediali scomposte. Essi non hanno riscontrato differenze statisticamente significative relativamente alle complicanze operatorie o postoperatorie tra i due gruppi. Sono state descritte reazioni da corpo estraneo al PGA, ma né Rokkanen et al. né Bucholz et al.(bibliogr. 39) hanno riportato reazioni tardive alle viti in PLA. Tuttavia, un recente studio ha descritto una reazione osteolitica a una vite in PLA endossea a 52 mesi dall’intervento chirurgico. Per poter determinare la reale biocompatibilità clinica del PLA endosseo può essere necessario un follow-up a lungo termine. L’uso di impianti bioriassorbibili per la sintesi di fratture pediatriche è particolarmente accattivante, poiché ovvia alla rimozione dell’impianto. In studi sperimentali, la presenza di un impianto bioriassorbibile non sembra interferire con la cartilagine di accrescimento più di quanto faccia un foro da perforatore.Gli impianti biodegradabili hanno dimostrato risultati soddisfacenti, in particolare nel trattamento delle fratture fisarie omerali distali
Conclusioni
L’uso di impianti bioriassorbibili nelle procedure muscoloscheletriche sta prendendo campo. Mentre vengono più comunemente utilizzati nel campo della medicina dello sport per la fissazione dei tessuti molli, tali impianti possono avere applicazioni anche in altri aspetti dell’ortopedia. Le complicanze associate all’uso di questi materiali sono diminuite con lo sviluppo di nuovi polimeri autorinforzati. Fino a quando non saranno disponibili ricerche a lungo termine, l’utilizzo clinico di questi impianti rimane un problema per la pratica ortopedica.
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