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DOI: 10.1016/j.rbo.2017.11.008
Análise biomecânica da reconstrução do ligamento cruzado anterior[*]
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Publikationsverlauf
06. September 2017
28. November 2017
Publikationsdatum:
17. April 2019 (online)
Resumo
Objetivo A reconstrução do ligamento cruzado anterior é aconselhável sobretudo em atletas de alta demanda física. Diversas técnicas são usadas na reconstrução, mas a grande questão é qual o melhor posicionamento para o enxerto. Analisar o efeito biomecânico da posição dos túneis ósseos na repartição de carga e cinemática da articulação, bem como os resultados funcionais em médio prazo, após reconstrução do ligamento cruzado anterior.
Métodos Fez-se um estudo de simulação biomecânica computacional com modelos de elementos finitos do joelho original e com reconstrução do ligamento cruzado anterior (Neo-LCA) em quatro combinações de posição dos túneis ósseos (femoral central-tibial central, femoral anterior-tibial central, femoral posterossuperior-tibial anterior e femoral central-tibial anterior) com o mesmo tipo de enxerto. Para cada modelo, foram comparadas a pressão de contato na cartilagem, a rotação e translação do fêmur e dos meniscos e a deformação nos ligamentos.
Resultados Nenhum modelo de Neo-LCA foi capaz de reproduzir, na íntegra, o modelo do joelho original. Quando o túnel femoral era colocado em posição mais posterior, observaram-se pressões na cartilagem 25% mais baixas e translação dos meniscos superiores entre 12% e 30% relativamente ao modelo intacto. Quando o túnel femoral estava em posição mais anterior, observou-se uma rotação interna do fêmur 50% inferior ao modelo intacto.
Conclusão Os resultados evidenciam que uma localização do túnel femoral mais distante da posição central parece ser mais preponderante para um comportamento mais díspar relativamente à articulação intacta. Na posição mais anterior existe um aumento da instabilidade rotatória.
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Introdução
As lesões do ligamento cruzado anterior (LCA) encontram-se entre as lesões mais frequentes no desporto (70%).[1] No entanto, o sucesso dessa reconstrução, em médio e longo prazos, está diretamente ligado aos alinhamentos/ posicionamentos dos túneis ósseos, assim como à tensão do enxerto ligamentar. O posicionamento dos túneis ósseos é fundamental na cinética e biomecânica do joelho,[2] influi nos resultados finais da cirurgia. Se construirmos modelos em elementos finitos, é possível simular as características biomecânicas do joelho quer em nível ligamentar quer em nível da cartilagem, calculam-se as diversas tensões geradas quer no modelo de joelho sem rotura do LCA quer no modelo no qual foi feita a reconstrução ligamentar. No presente trabalho simulou-se a reconstrução do LCA com base em modelos de elementos finitos, substituiu-se o ligamento por quatro neoligamentos de enxerto osso-tendão-osso (OTO).[3] O posicionamento dos tuneis ósseos foi reproduzido do estudo desenvolvido em cadáver[2] por um dos autores deste trabalho (JCN) que simulou diversas possibilidades de posicionamento dos túneis ósseos, sempre com o mesmo tipo de plastia, e as comparou com o modelo original. Foi possível calcular algumas condições biomecânicas, pressão de contato na cartilagem, translação posterior e rotações do fêmur, translação dos meniscos e deformações principais máximas (tração) nos ligamentos, geradas pelos diversos posicionamentos, o que permite prever os riscos que o joelho operado correrá em médio e longo prazos.
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Materiais e métodos
O modelo do joelho original foi desenvolvido em computador a partir do modelo 3 D Open-Knee Model, modelado a partir de imagens de ressonância magnética do joelho esquerdo de um cadáver com 77 anos,[4] [5] constituído por fêmur distal, tíbia proximal, cartilagem, meniscos íntegros, ligamentos colaterais, ligamentos cruzados e fíbula proximal ([Fig. 1]). A inclinação tibial foi de 5∘ posterior.
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Paralelamente foram desenvolvidos quatro modelos geométricos com reconstrução do LCA (Neo-LCA), baseados nos estudos de Noronha.[5] Os quatro modelos geométricos com reconstrução do LCA (Neo-LCA) desenvolveram-se com software de CAD (Catia, Dassault-Systèms, França) pela substituição do LCA por um enxerto osso-tendão-osso (OTO) com uma secção transversal equivalente ao ligamento intacto. As diferentes posições dos tuneis ósseos na tíbia e fêmur reproduziram as posições descritas no trabalho experimental em cadáver de Noronha,[5] que demonstrou serem as posições mais próximas da isometria do ligamento cruzado original, foi usada a mesma nomenclatura ([Fig. 2]). As designações FC e TC representam as posições centrais-naturais do LCA no fêmur (FC) e na tíbia (TC), as designações FA e TA representam posições dos tuneis mais anteriores relativamente às posições centrais-naturais no fêmur (FA) e na tíbia (TA), a designação FPS representa uma posição do túnel no fêmur numa posição posterossuperior (FPS) e a designação TAI representa uma posição do túnel na tíbia numa posição anterointerna (TAI). Com base nas diferentes posições do tuneis ósseos na tíbia e no fêmur foram analisadas quatro combinações de reconstrução do LCA: FC-TC, FA-TC, FC-TA e FPS-TAI ([Fig. 2]). As diferentes geometrias de cada modelo foram importadas para o software ABAQUS (6.13) (Providence, EUA), no qual foi gerada a malha de elementos finitos ([Fig. 3]) e foram feitas as simulações. O tipo de elemento, o número de elementos e nós para cada estrutura dos diferentes modelos da articulação encontram-se na [Tabela 1]. Apesar de todo o material das diferentes estruturas da articulação apresentar um comportamento viscoelástico, o curto tempo de aplicação da carga na articulação durante o movimento de flexão do joelho (t = 1 segundo) aproxima o comportamento desses ao linear elástico[6] com módulos de elasticidade (E) e coeficientes de Poisson (í)[7] [8] [9] [10] [11] [12] detalhados na [Tabela 2]. As condições de interação-ligação entre as diferentes estruturas da articulação procuraram aproximar-se da condição fisiológica, considerou-se que nos modelos Neo-LCA reconstruídos com enxerto OTO esse se encontra solidário com osso da tíbia e do fêmur. As interações entre as superfícies ósseas e as zonas de inserção dos ligamentos e as cartilagens foram modeladas como ligações rígidas. As restantes interações entre as diferentes estruturas foram modeladas com contato sem atrito.[6] A fixação dos cornos dos meniscos foi modelada com 10 molas (350N/mm) por corno ([Fig. 3]). Aplicaram-se nos modelos numéricos forças e momentos desenvolvidos no joelho durante o ciclo de marcha para um indivíduo com 75kg.[13] [14] A flexão articular resultou apenas da aplicação das forças e momento no fêmur, a fíbula e tíbia foram fixadas na zona distal ([Fig. 3]). Foi aplicada no fêmur a força articular tíbia-fêmur (Fy), a força articular anteroposterior patela-fêmur (Fx) e um momento de abdução-adução no plano frontal (Mx) ([Fig. 3]). A evolução das forças (Fy e Fx) e o momento (Mx) na articulação ao longo da flexão, com a duração de um segundo, encontram-se na [Tabela 3].[13] [14] Procedeu-se a uma análise até um ângulo de flexão de 100∘ superior aos 60∘ normalmente desenvolvidos no ciclo de marcha. Os parâmetros analisados foram: pressão de contato na cartilagem; translação e rotações do fêmur; translações dos meniscos nos pontos AL, PL, AM e PM ([Fig. 3]) e deformações principais máximas (tração) nos ligamentos e Neo-LCA.
Estratura |
Tipo de elemento |
Número de elementos |
Número de nós |
---|---|---|---|
Femur |
S3R |
40628 |
20316 |
Tíbia |
S3R |
25130 |
12567 |
Fíbula |
S3R |
1528 |
766 |
Meniscos |
C3D4 |
25573 |
5952 |
Cartilagem tibiais |
C3D10M |
13992 |
24782 |
Cartilagem femoral |
C3D10M |
24094 |
6405 |
LCA |
C3D4 |
1601 |
510 |
LCP |
C3D4 |
2381 |
721 |
LCM |
C3D4 |
3847 |
1165 |
LCL |
C3D4 |
2453 |
774 |
Neo-LCA FC-TC |
C3D4 |
6139 |
1420 |
Neo-LCA FC-TA |
C3D4 |
5633 |
1357 |
Neo-LCA FA-TC |
C3D4 |
3020 |
734 |
Neo-LCA FPS-TAI |
C3D4 |
5496 |
1374 |
Material |
Referência |
Módulo de Young (MPa) |
Coeficiente de Poisson |
---|---|---|---|
Osso |
[7] |
17000 |
0,36 |
Cartilagem |
[6] |
15 |
0,45 |
Menisco |
[8] |
59 |
0,45 |
LCA |
[9] |
280 |
0,42 |
LCP |
[10] |
300 |
0,42 |
LCM |
[11] |
372 |
0,42 |
LCL |
[10] |
332 |
0,42 |
Neo-LCA |
[12] |
320 |
0,42 |
Ângulo de flexão |
Fy (N) |
Fx (N) |
Mx (Nm) |
---|---|---|---|
0∘ |
0 |
0 |
0 |
10∘ |
950 |
300 |
7,5 |
20∘ |
1520 |
480 |
15 |
30∘ |
1330 |
420 |
10,5 |
40∘ |
1520 |
480 |
12 |
50∘ |
1900 |
600 |
13,5 |
60∘ |
950 |
300 |
6 |
70∘ |
760 |
240 |
4,5 |
80∘ |
570 |
180 |
4,5 |
90∘ |
570 |
180 |
4,5 |
100∘ |
570 |
180 |
4,5 |
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Resultados
As pressões de contato máximas nas cartilagens femoral e tibial são apresentadas na [Fig. 4] para o modelo intacto (sem reconstrução do LCA) e os modelos com Neo-LCA na flexão até 60∘ (ciclo de marcha). O valor mais elevado de pressão de contato ocorre no modelo intacto na cartilagem tibial medial (12 MPa). O modelo Neo-LCA FPS-TAI foi o que mais se afastou dos valores médios de pressão do modelo intacto e restantes modelos Neo-LCA, apresentou valores 25% mais baixos do que o modelo intacto. As rotações máximas do fêmur no plano transverso (rotação interna) e frontal são apresentadas na [Fig. 5]. O modelo FA-TC foi aquele que apresentou os menores valores de rotação em ambos os planos com um valor médio 50% inferior aos restantes modelos para a uma flexão até 60∘. Já no intervalo de flexão dos 70∘ a 100∘ apresentou valores nominais de rotação máxima no sentido inverso aos restantes modelos. Relativamente à translação posterior do fêmur (rollback) na flexão até aos 60∘ ([Fig. 6A]), todos os modelos analisados apresentaram valores idênticos em torno dos 16 mm. Os movimentos nos pontos anteriores (AL e AM) e posteriores (PL e PM) dos meniscos ([Fig. 6B]) apresentaram valores distintos entre os modelos analisados. O modelo Neo-LCA FA-TC apresentou os valores mais baixos de translação posterior com um valor 30% inferior ao modelo intacto. Já o modelo Neo-LCA FPS-TAI apresentou os valores mais elevados com valores de translação 12 e 30% superiores ao modelo intacto. As deformações nos diferentes ligamentos da articulação são apresentadas na [Fig. 7]. Até os 60∘ de flexão (ciclo de marcha) os ligamentos cruzados posterior e anterior apresentaram comportamentos mais distintos entre os modelos Neo-LCA. No ligamento cruzado posterior o modelo FA-TC apresentou valores de deformação 40% inferiores ao modelo intacto, os modelos Neo-LCA FC-TC e FPS-TAI apresentaram 30% superiores. No ligamento cruzado anterior o modelo Neo-LCA FA-TC apresentou um valor de deformação 100% superior ao modelo intacto, enquanto o modelo FPS-TAI apresentou um valor 30% inferior. No complemento de flexão entre o 70∘ e 100∘ o modelo Neo-LCA FA-TC apresentou valores de deformação duas a três vezes superiores ao modelo intacto, enquanto o modelo FPS-TAI apresentou valores de deformação três vezes inferiores.
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Discussão
Optou-se por considerar apenas um joelho com meniscos intactos, cartilagem normal, eixo mecânico de 180∘ e inclinação tibial de 5∘, estudaram-se apenas as variações da cinemática e pressão articular introduzidas pelos diferentes túneis ósseos considerados. Introduzir mais variáveis significaria maior ruído e maior dificuldade de interpretação, para os objetivos do trabalho. Os gradientes de pressão de contato na cartilagem exibida pelo modelo intacto (LCA natural) seguem de perto a normal distribuição assimétrica de carga no joelho natural, resultam em pressões de contato na cartilagem tibial medial superiores em cerca de 30-40% aos observados no lado lateral ao longo da flexão no ciclo de marcha.[14] [15] Igualmente os resultados cinemáticos do modelo intacto obtidos para as rotações e translação posterior do fêmur (rollback), assim como os movimentos posteriores dos meniscos durante a flexão, apresentam resultados na gama de valores obtidos no joelho natural.[2] [16] [17] [18] Essa capacidade de o modelo intacto se aproximar do comportamento do joelho natural em termos de repartição de carga e cinemática do fêmur e dos meniscos durante o movimento de flexão mostra a validade desse modelo para o estudo comparativo da reconstrução do LCA, objeto principal do presente trabalho. Na comparação da pressão de contato na cartilagem tibial dos diferentes modelos com reconstrução do LCA (Neo-LCA) verifica-se que os todos os modelos apresentaram valores de pico dentro da gama fisiológica com valores entre os 8,2 e 12 Mpa.[15] No entanto, o modelo FPS-TAI foi aquele que mais se afastou do comportamento do modelo intacto e da normal distribuição de carga na articulação, já que apresentou valores mais elevados de pressão na cartilagem tibial lateral do que na medial. Aparentemente a combinação do posicionamento do túnel femoral numa posição posterossuperior e posição anterointerna do túnel tibial altera a repartição de carga na articulação de forma mais significativa. Relativamente às rotações máximas no fêmur verifica-se que o modelo de reconstrução FA-TC, com um túnel femoral numa posição mais anterior e túnel tibial na posição central-natural, foi o que apresentou os menores valores de rotação no plano transverso do fêmur (rotação interna) e de rotação no plano frontal até os 60∘ de flexão, com valores 40% inferiores ao modelo intacto e restantes modelos Neo-LCA. Esse mesmo modelo FA-TC apresentou valores de pico de rotação de sentido oposto aos restantes modelos quando da flexão entre os 70∘ e os 100∘, indicou que a posição mais anterior do túnel femoral (FA) altera de forma mais significativa a cinemática de rotação do fêmur nessa gama de flexão da articulação. Relativamente à translação posterior do fêmur durante a flexão, todos os modelos de reconstrução Neo-LCA apresentaram valores idênticos ao modelo intacto, aparentemente as diferentes localizações do tuneis femorais e tibiais não alteram o efeito de rollback do fêmur na gama de flexão do ciclo de marcha. Relativamente ao movimento dos meniscos nas suas regiões anteriores e posteriores, os modelos de reconstrução Neo-LCA que apresentaram valores mais distintos do modelo intacto foram o FPS-TAI, que apresentou uma tendência para um maior deslocamento posterior de ambos os meniscos, e o FA-TC, que exibiu o menor deslocamento dos meniscos de todos os modelos analisados. Nesse caso, o afastamento dos túneis das suas posições centrais-natural no fêmur quer no sentido anterior (FA) quer no sentido posterior (FPS) aparenta ter a maior influência sobre a mobilidade dos meniscos. Relativamente ao estado de deformação da tração dos ligamentos e Neo-LCA, até 60∘ de flexão (ciclo de marcha), verifica-se que os modelos FA-TC e FPS-TAI foram os que apresentaram valores de deformação mais diferentes do modelo intacto, as maiores diferenças foram registadas nos ligamentos cruzados. O modelo com o túnel femoral mais anterior FA-TC apresentou a mais baixa deformação no ligamento cruzado posterior. Já o modelo com túnel femoral em posição mais posterior FPS-TAI apresentou o menor valor de deformação no Neo-LCA de todos os modelos analisados, enquanto o modelo com o túnel femoral mais anterior FA-TC apresentou os valores de deformação mais elevados, o dobro do modelo intacto. Confirma-se assim que o posicionamento dos túneis ósseos quando da reconstrução do LCA afeta quer a distribuição de carga na articulação quer a cinemática das suas estruturas. Os modelos de reconstrução Neo-LCA que de uma maneira geral mais se aproximaram do comportamento estrutural e cinemático do modelo intacto foram os modelos com os túneis femorais na posição mais central-natural da articulação, ou seja FC-TC e FC-TA. Pois ambos os modelos com posições do túnel femoral mais afastadas da posição central quer no sentido anterior FA-TC quer no sentido posterior FPS-TAI apresentaram os comportamentos mais distintos do modelo intacto para a maioria dos parâmetros analisados.
Em concordância com o reportado na literatura,[19] o posicionamento do túnel femoral tem importância na mobilidade articular e no resultado clínico final. Mas sabemos que após a reconstrução do LCA ainda existe a possibilidade de desenvolvimento de artrose, mesmo sem meniscectomia associada à reconstrução. Em longo prazo, 10 anos, esse desenvolvimento está associado à perda de extensão completa e da mobilidade articular.[20] Com 20 anos de seguimento os fatores de risco descritos de desenvolvimento de artrose foram a perda da extensão completa, a meniscectomia (medial ou lateral), a doenc¸a da cartilagem e o envelhecimento do paciente.[21] O presente trabalho mostra que após a reconstrução do LCA não existe um retorno ao estado biomecânico anterior à rotura do LCA e que ao posicionar o túnel femoral mais posteriormente o cirurgião contribui para uma alteração da carga exercida no nível da cartilagem de cerca de 25% relativamente ao joelho sem rotura do LCA, o que pode em médio/longo prazo ocasionar alterações degenerativas da cartilagem. Esses dados experimentais obrigam-nos a refletir e tentar encontrar uma posição do túnel femoral que não altere de forma significativa a pressão na cartilagem, mas permita uma boa estabilidade do joelho após reconstrução do LCA.
Existem limitações associadas ao presente estudo. Uma delas está relacionada com a simplificação do estado de carga na articulação. No entanto foram consideradas as forças mais preponderantes na articulação durante o ciclo de marcha. Também o comportamento viscoelástico das diferentes estruturas não foi considerado. No entanto, devido ao curto tempo da aplicação das forças (t = 1 s) é aceitável considerar um comportamento elástico dessas estruturas. Ainda todas as estruturas foram consideradas homogêneas, situação distinta da real. No entanto, devido à natureza comparativa do estudo, em que apenas o posicionamento dos túneis ósseos foi distinto entre os modelos, presume-se que essa simplificação não altera os resultados relativos entre os diferentes modelos.
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Conclusão
O presente estudo ilustra que o comportamento estrutural e cinético das estruturas articulares do joelho com plastia do LCA varia com a escolha da posição dos túneis ósseos. A melhor posição parece ser a central, isto é, anatômica. A localização do túnel femoral mais distante da posição central-neutral é mais predisponente a um comportamento estrutural e cinemático mais díspar com alteração da carga na cartilagem, pode ser causa de desenvolvimento de artrose em longo prazo.
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Conflitos de interesse
Os autores declaram não haver conflitos de interesse.
Agradecimentos
Ao Programa Compete pelo financiamento através dos projetos POCI-01-0145-FEDER-016574, PTDC/EMS-TEC/3263/2014 e ao Projeto 3599–PPCDT, compartilhados pelo Fundo Comunitário Europeu (FEDER).
* Trabalho desenvolvido no Departamento de Engenharia Mecânica, Universidade de Aveiro, Aveiro, Portugal. Publicado originalmente por Elsevier Ltda.
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