AZ INAK ÉS SZALAGOK BIOMECHANIKÁJA

Az ín szerkezete

Az inak és szalagok összetétele és szerkezete Sejtes anyag 20 %, Sejtközötti állomány 80% A sejtközötti állomány 70 % vizet, 30 % szilárd anyagot tartalmaz

A végtagi inak akár 99 % kollagént is tartalmazhatnak SZILÁRD ANYAGOK Kollagének (75 %) Elasztin ( 2-5 %) Alapanyagok (gélszerű anyagok, PGs) 20-23 % A végtagi inak akár 99 % kollagént is tartalmazhatnak

A kollagén molekulák a fibroplaszt által szintetizálódnak a sejten belül mint nagyobb prokollagének, amelyek aztán kiválasztódnak és széthasadnak kollagénekké.

A kollagének mikrostruktúrája Keresztösszeköttetés is található a kollagén molekulák között, amelyek lényeges szereppel bírnak a molekulák fibrulomokká alakításában. A keresztösszekötetés növeli a kollagén fibrillumok erőkifejtését a nyújtó erővel szemben. A kollagén molekulák lépcsőzetesen eltolt kötegekké szerveződnek. Az inak és szalagok I típusú kollagénekből állnak. Ez a molekula három polipeptide láncból ( lánc) formálódik, mindegyik helixé tekeredve.

MICRO STRUCTURE OF COLLAGENE

INAK SZALAGOK

ELASZTIKUS ROSTOK ÉS ELASZTIN Az egészséges emberi inak 10 %-ban elasztikus rostokból épülnek fel. 2%-az inak szárazanyag tartalmának nem kollagén fehérje, hanem elastin. A rostos porc és az ásványi anyag tartalmú rostos porc csont-ín összeköttetésnél elasztikus rostokból állnak.

LIGAMENTUM FLAVUM ELASZTIN : KOLLAGÉN = 2 : 1

ÍN-IZOM, ÍN-CSONT ÁTMENET Ín-izom átmenet midsubstance IZOM ÍN CSONT

Ujjszerű befűződések: 1-8 m ín Az átkapcsolódási 30-40 %-al nagyobb a II típusú izomrostok esetében izom

Rostos porc (gyerekek 1-2 mm, felnőttek 150-400 m) Ín-csont átmenet Rostos porc (gyerekek 1-2 mm, felnőttek 150-400 m)

Vérellátás Az Achilles inban 2-6 cm-es zónában nem találhatók kapillárisok az ín-izom átmenetnél.

BIOMECHANIKAI JELLEMZŐK

ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ERŐ NYÚJTÁSI ERŐ MEGNYÚLÁS MEGNYÚLÁS STRESS - STRAIN STIFFNESS - COMPLIENCE ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ENERGIA HISZTERÉZIS

Erő-elmozdulás összefüggés ACL Length: 25.7-26.9-12.3 area: 57.5-44.4-12.7

ERŐ – MEGNYÚLÁS GÖRBE dL = 15 mm F = 1500 N Noyes and Grood, 1976 Noyes et al. 1984 dL = 15 mm F = 1500 N

Tiszta kollagén megnyúlás Elnyuló szakasz: 1-4 % Líneáris szakasz: 2-5 %

Relaxált Megnyújtott

A patella ín hossz-feszülés jellemzőinek mérése kadaver modellen PT ACL Noyes et al. 1984 Ahmed et al. 1987

Kadaver inak megnyúlása Noyes et al. 1984 dL = 10 mm F = 3000 N Ahmed et al. 1987 Huberti et al. 1984 F = 2800-6000 N

ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ERŐ MEGNYÚLÁS STIFFNESS - COMPLIENCE STRESS - STRAIN ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ENERGIA HISZTERÉZIS

ERŐ – MEGNYÚLÁS KAPCSOLAT Stiffness = dF • dl-1 769.2 N m-1 335 N m-1 dF dl Noyes et al. 1984

Az ín hosszúság és keresztmetszet hatása a stiffness-re STIFFNESS = dF / dL COMPLIENCE = dL / dF

STIFFNESS 129 N/mm 182 N/mm 194 N/mm 140.8 N/mm 161 N/mm 756 N/mm ACL Ember (50 yr) 129 N/mm Noyes et al.1976 Ember (22 yr) 182 N/mm Rheusus majom 194 N/mm In vivo Első interosseus izom ina a mutatóujjon 140.8 N/mm Cook and McDnogh, 1996 Tibialis anterior ín 161 N/mm Maganaris and Paul, 1999 Patella ín 756 N/mm Tihanyi et al., 2000

ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ERŐ MEGNYÚLÁS STIFFNESS - COMPLIENCE STRESS - STRAIN ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ENERGIA HISZTERÉZIS

N / m2, Pa STRESS - STRAIN Hogyan számítjuk ? Erő / keresztmetszeti terület N / m2, Pa

digital extensor és flexor ín ÁLLAT MODELL Shadwick (1990) Újszülött Felnött Sertés digital extensor és flexor ín Megnyúlás: Stress : 17%, 7-9 % 16 MPa 40-90 MPa

HUMAN MODELL ACL Idős Fiatal Rheosus majom Strain (%): Stress (MPa): 21.9 25.5 38.0 13.3 37.8 66.1 In vivo Tibialis anterior Patella ín Strain (%): Stress (MPa): 2.5 17.9 25 39.3

ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ERŐ MEGNYÚLÁS STIFFNESS - COMPLIENCE STRESS - STRAIN ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS NYÚJTÁSI ENERGIA HISZTERÉZIS

ELASTIKUS/ YOUNG MODULUS E = (F/A) / dl/L

ELASTIKUS (YOUNG) MODULUS Δσ Δε

RUGÓ TÍPUSÚ AZ ÍN ? AQF APT > 30

A QUADRICEPS FEMORIS TRANSVERZÁLIS METSZETEI Keresztmetszeti területek A QUADRICEPS FEMORIS TRANSVERZÁLIS METSZETEI Anatómiai: 110,8 cm2 Élettani: 126,813,2 cm2 110 -115 1,10,2 cm2

HUMAN MODELL 65.3 111 186 1200 260 Számítások: 1200 - 2900 MPa ACL Idős Fiatal Rheosus majom E (MPa): 65.3 111 186 In vivo Tibialis anterior Patella ín E (MPa): 1200 260 Számítások: 1200 - 2900 MPa

Nyújtási energia W = dF · dl =

2.0 – 5.0 AZ ÍNAK BIZTONSÁGI FAKTORA Maximális feszülés (erő) A sporttevékenység alatt meghatározott maximális erő 2.0 – 5.0

Mélybeugrás Leugrási magasság: 40 cm Erőplató: Kistler FP 9287A

Forgatónyomaték a térdnél Patella ínra ható erő Biztonsági faktor 3.0 L = 0.049 m

Biztonsági faktor  1.4

M = 580 Nm F = 13 000 N ? Biztonsági faktor  0.8-1.0

HISZTERÉZIS Hiszterézis = A/ A+B · 100 5.1 %

A keresztösszeköttetések száma 20 éves korig nővekszik, majd csökken. MATURÁCIÓ ÉS ÉLETKOR Az inak mechanikai tulajdonságai a keresztösszeköttetések számától függ. A keresztösszeköttetések száma 20 éves korig nővekszik, majd csökken.

digital extensor és flexor ín Nyújtási energia (J/kg) digital extensor és flexor ín Újszülött Felnött E: 900 1400 - 4500 Human patella ín E: 5744

A FIZIKAI TERHELÉS HATÁSA Növekszik a maximális nyújtóerő elasztikus energiatárolás a sérülésekkel szembeni ellenállóképesség

A bemelegítés hatása Növekszik A stiffness nem változik a nyújtási erő, A megnyúlás mértéke elasztikus energia tároló képesség A stiffness nem változik

IMMOBILIZÁCIÓ - REHABILITACIÓ

energy % Force 100 100 91 92 79 78 69 61 intact intact IMMOB (8 hét) 95 energy 90 Force 85 80 75 100 100 91 92 70 65 79 78 60 69 61 55 50 intact intact IMMOB (8 hét) IMMOB (8 hét) REHAB (5 hónap) REHAB (12 hónap) REHAB (5 hónap) REHAB (12 hónap)

A GYÓGYSZEREK HATÁSA

NEM SZTEROIDOK (aspirin, indometacin stb.) Mechanikai hatás: Megnövekedett ellenállás a nyújtással szemben Szöveti hatás: a kollagén tartalom megnövekszik a keresztösszeköttetés száma megnövekszik

Corticosteroid (katabolikus hatás) gyengíti a kötőszövetet atrofia Anabolikus steroid csökkenő ellenállás a megnyújtó erővel szemben izom-ín erő arány növekszik

A sérülés bekövetkezése (%) az ínhossz függvényében