Universidade de Aveiro 2013
Departamento de Engenharia Mecânica
Mauro Alexandre
Nogueira Coutinho
Biomecânica da artroplastia do joelho e a sua
relação com o alinhamento protésico
Universidade de Aveiro 2013
Departamento de Engenharia Mecânica
Mauro Alexandre
Nogueira Coutinho
Biomecânica da artroplastia do joelho e a sua
relação com o alinhamento protésico
Dissertação apresentada à Universidade de Aveiro para cumprimento dos requisitos necessários à obtenção do grau de Mestre em Engenharia Mecânica, realizada sob a orientação científica de António Manuel Godinho Completo, Professor Auxiliar do Departamento de Engenharia Mecânica da Universidade de Aveiro.
O júri
Presidente Prof. Doutor António Manuel de Amaral Monteiro Ramos Professor Auxiliar da Universidade de Aveiro
Vogais Prof. Doutor João Paulo Flores Fernandes
Professor Associado como Agregação da Universidade do Minho
Prof. Doutor António Manuel Godinho Completo Professor Auxiliar da Universidade de Aveiro
Agradecimentos Aos meus pais;
À minha avó;
Aos meus familiares;
Ao Professor António Completo; Ao Professor Lino Santos; Aos meus colegas e amigos; À minha namorada.
Palavras-chave Biomecânica, prótese do joelho, artroplastia total do joelho, método dos elementos finitos, medição experimental de extensões, osteotomia tibial proximal, desvios angulares.
Resumo O objectivo desta tese foi estudar os aspetos biomecânicos relacionados com os desvios angulares passíveis de ocorrer na osteotomia tibial proximal, aquando da artroplastia total do joelho, relacionando estes com potenciais efeitos clínicos.
Os cortes ósseos na tíbia proximal para implantação do prato tibial são realizados através da utilização de um conjunto de guias e sistemas auxiliares, que permitem ao cirurgião orientar e posicionar os implantes relativamente aos eixos anatómicos do paciente. No entanto, por diferentes razões, podem ocorrer desvios no alinhamento dos cortes ósseos. Estes desvios, relativamente à posição teoricamente correta, além de alterarem a cinemática da articulação e, consequentemente, a mobilidade/estabilidade do paciente, podem, igualmente, modificar o modo de transferência de carga do implante para o osso de suporte. Procurou-se avaliar como diferentes magnitudes dos desvios angulares nos cortes ósseos na tíbia proximal nos planos frontal (varo-valgo) e plano sagital (antero-posterior) alteram a transferência de carga ao osso de suporte, aferindo, assim, potenciais riscos de reabsorção óssea por efeito de stress-shielding ou, mesmo, falência por sobrecarga do osso de suporte por efeito de fadiga.
Para o efeito, foi realizada uma análise à articulação do joelho na sua vertente anatómica, biomecânica e artroplástica. De seguida, desenvolveram-se modelos experimentais, com recurso a uma tíbia em material compósito, onde diferentes desvios dos cortes ósseos no plano frontal foram gerados de uma forma incremental no lado medial (desvio varo), através da realização de cirurgias “in-vitro”. Nestes modelos, foram avaliadas as deformações principais no córtex nos lados medial e lateral da tíbia proximal. Numa fase posterior, procedeu-se ao desenvolvimento de modelos numéricos, onde foram simulados diferentes desvios no plano frontal e sagital, possibilitando, deste modo, a avaliação de parâmetros biomecânicos não passíveis de avaliação com recurso aos modelos experimentais precedentes, tais como deformações principais mínimas no osso esponjoso de suporte e tensão de von Mises no manto de cimento ósseo.
Os resultados experimentais e numéricos obtidos evidenciaram uma aceitável correlação entre estes, demonstrando que os modelos numéricos são capazes de aproximar o comportamento dos modelos experimentais.
Ambos os tipos de modelos, experimentais e numéricos, evidenciaram que o comportamento estrutural da tíbia não é imune à orientação e magnitude dos desvios nos cortes ósseos da tíbia proximal. Os resultados para os desvios angulares no plano sagital demonstraram um forte risco do efeito de
stress-shielding e potencial reabsorção óssea a termo, quando estes ocorrem na orientação anterior, podendo colocar em causa a longevidade da artroplastia. Quando estes ocorrem na orientação posterior, pequenas inclinações até 3° não evidenciam qualquer risco para a durabilidade da artroplastia. No plano frontal, desvios em varo até 1° não alteram significativamente o comportamento da tíbia proximal, quando comparado com o modelo de referência a 0°, sendo, em algumas situações, até preferível, uma vez que origina uma distribuição de deformações idêntica em ambos os côndilos. Para desvios em varo ou valgo iguais ou superiores a 3°, a repartição de carga no osso altera-se de forma significativa, potencializando a ocorrência do efeito de stress-shielding e possível reabsorção óssea a médio-longo termo. ,
Keywords Biomechanics, knee prosthesis, total knee arthroplasty, finite element method, experimental strain measurement, proximal tibial osteotomy, angular deviations.
Abstract The objective of this thesis was to study the biomechanical aspects related to angular deviations that may occur on the proximal tibial osteotomy during the total knee arthroplasty that can be related to potential clinical effects. The bone cuts on the proximal tibia for the implantation of the tibial plate are made with a variety of auxiliary guides and systems that allow the surgeon to correctly place the implants according to the patient’s anatomical axis. However, and for varied reasons, deviations on the alignment of the bone cuts may occur. Not only do these deviations to the theoretically correct position change the articulation cinematic and thus the stability/mobility of the patient, but they can equally modify the way of transferring the implant’s load to the support bone. Different magnitudes of the angular deviations on the bone cuts on the proximal tibia on the frontal planes (varus and valgus) and sagittal plane (antero-posterior) were evaluated to acknowledge how they alter the transferring of the implant’s load to the support bone, assessing this way, potential risks of a bone reabsorption due to stress-shielding or even a failure due to an overloading on the support bone caused by fatigue.
For this purpose, an analysis to the anatomical, biomechanical and arthroplastic sides of the knee articulation was made. Afterwards, through “in vitro” surgeries, experimental models were developed by using a tibia made of composite material where different deviations of the bone cuts on the frontal plane were created in an incremental way on the medial side (varus deviation). In these models the main deformations were evaluated on the cortex of the medial and lateral sides of the proximal tibia. On the next phase, numeric models were developed to simulate different deviations on the frontal and sagittal planes, allowing this way the evaluation of biomechanical parameters that were not able to be evaluated with other precedent experimental models, such as principal minimal deformations on the spongy support bone and Von Mises tension on the cement mantle.
The experimental and numeric results obtained translated an acceptable correlation between them, demonstrating that numeric models are able to approximate the behaviour of the experimental models.
Both types of models, experimental and numeric translated that the structural behaviour of the tibia is not immune to the orientation and magnitude of the deviations on the bone cuts of the proximal tibia. The results for the angular deviations on the sagittal plane demonstrated a strong risk of the stress-shielding effect and potential bone reabsorption at its end when these occur on the anterior orientation, calling into question the longevity of the arthroplasty. When these occur on the posterior orientation, small inclinations until 3o seem not to put in risk the durability of the arthroplasty. On the frontal pane, varus deviations until 1o do not alter significantly the proximal tibia’s behaviour when compared to the model of reference to 0o, which in some situations is preferable, since it originates a distribution of deformations identical in both condyles. For varus or valgus deviations equal or superior to 3o, the repartition of the bone load changes its form, potentiating the stress-shielding effect and possible bone reabsorption on a medium-long term.
I
Índice
Lista de Figuras ... III Lista de Tabelas ... V Simbologia ... VII Introdução ... 9 1.1 Enquadramento ...9 1.2 Motivação e objetivos ...10 1.3 Organização do documento ...11 Articulação do joelho ... 13 2.1 Introdução ...13
2.2 Ossos da articulação do joelho ...15
2.2.1 Fémur ... 15 2.2.2 Tíbia ... 15 2.2.3 Patela ... 16 2.3 Superfícies articulares ...17 2.4 Biomecânica do joelho ...17 2.4.1 Introdução ... 17
2.4.2 Cinemática da articulação do joelho ... 18
2.4.3 Forças e momentos na articulação do joelho ... 20
Artroplastia total do joelho ... 23
3.1 Introdução ...23
3.2 Técnica cirúrgica ...25
3.2.1 Plano pré-operatório ... 25
II
3.2.3 Cirurgia... 26
3.3 Desvios da osteotomia tibial proximal ...28
3.3.1 Introdução ... 28
3.3.2 Desvios na osteotomia tibial ... 29
3.3.3 Discussão ... 31 Modelos experimentais ... 33 4.1 Introdução ...33 4.2 Materiais e métodos ...34 4.3 Resultados ...38 4.4 Discussão ...40 Modelos numéricos... 43 5.1 Introdução ...43 5.2 Materiais e métodos ...44 5.3 Resultados ...51 5.3.1 Convergência de malha ... 51
5.3.2 Comparação modelos numéricos e experimentais ... 52
5.3.3 Desvios no plano medial-lateral ... 53
5.3.3.1 Osso cortical ... 53
5.3.3.2 Osso esponjoso ... 56
5.3.3.3 Cimento ósseo ... 58
5.3.4 Desvios no plano anterior-posterior ... 60
5.3.4.1 Osso cortical ... 60
5.3.4.2 Osso esponjoso ... 63
5.3.4.3 Cimento ósseo ... 65
5.4 Discussão ...66
Conclusões e trabalhos futuros ... 71
6.1 Conclusões ...71
6.2 Trabalhos futuros ...73
III
Lista de Figuras
Figura 1: Articulação sinovial1 ... 13
Figura 2: Meniscos interno e externo2 ... 14
Figura 3: Articulação do joelho. Cápsula articular não demonstrada2 ... 14
Figura 4:O Fémur. A: Vista lateral; B: Vista anterior; C: Vista posterior; D: Corte transversal na diáfise2 ... 15
Figura 5: Extremidade proximal da tíbia – Vista de cima2 ... 16
Figura 6: Extremidade proximal da tíbia. B. Vista anterior; C. Vista posterior; D. Corte transversal através da diáfise da tíbia.2 ... 16
Figura 7: Patela: A. Vista anterior; B. Vista posterior; C. Vista de cima2 ... 16
Figura 8: Superfícies articulares do joelho2 ... 17
Figura 9: Planos anatómicos2 ... 18
Figura 10: Movimentos da articulação nos 3 eixos que passam no joelho1 ... 19
Figura 11: Movimentos da articulação do joelho2 ... 19
Figura 12: Movimento de flexão-extensão do joelho durante o ciclo de marcha2 ... 20
Figura 13: Força axial exercida pelo fémur sobre o prato tibial1 ... 21
Figura 14: Ilustração de joelho com perda de cartilagem 2 ... 23
Figura 15: Joelho em flexão: a) Com artroplatia12; b) Natural2... 24
Figura 16: Materiais utilizados na artroplastia total do joelho27 ... 25
Figura 17: Estimativa do tamanho dos componentes tibial e femoral14 ... 26
Figura 18: Joelho exposto após incisão15 ... 26
Figura 19: Articulação totalmente exposta e pronta15 ... 27
Figura 20: Guia de corte extramedular posicionado15 ... 27
Figura 21: Osteotomia tibial proximal15 ... 28
Figura 22: Desvio em: a) varo; b) valgo; c) posterior; d) anterior ... 30
Figura 23: Material utilizado nos ensaios experimentais. a) Tíbia; b) Prato tibial ... 34
Figura 24: Representação dos locais onde foram colados os extensómetros: a) vista medial; b) vista anterior; c) vista lateral ... 35
Figura 25: Dispositivo experimental usado para o carregamento da tíbia ... 36
Figura 26: Imagens dos quatro modelos estudados em varo: a)0°; b)1°; c)3°; d)5° ... 37
Figura 27: Carga aplicada e adaptador para repartição da mesma ... 37
IV
Figura 29: Valores médios e desvios padrão das deformações principais mínimas ... 39
Figura 30: Plano de referência para a realização da osteotomia ... 44
Figura 31: Modelo geométrico. a) Vista no plano sagital; b) Vista no plano frontal; c) Vista em corte ... 45
Figura 32: Modelos geométricos com desvios no plano frontal. a) DR0°; b) DV1°; c) DVR5°; d) DVL1°; e) DVL5° ... 46
Figura 33: Modelos geométricos com desvios no plano sagital. a) DR0°; b) DP3°; c) DP5; d) DA1°; e) DA5° ... 46
Figura 34: Representação das malhas que reproduzem os modelos geométricas ... 47
Figura 35: Esquematização das condições de fronteira e forças aplicadas aos modelos numéricos ... 49
Figura 36: Representação dos alinhamos no osso cortical... 50
Figura 37: Representação esquemática dos alinhamentos das deformações principais mínimas analisadas no osso esponjoso ... 50
Figura 38: Gráfico deslocamento máximo – nº de elementos ... 51
Figura 39: Reta de correlação entre os valores das deformações principais dos modelos numéricos e experimentais ... 53
Figura 40: Deformações principais no osso cortical, alinhamento anterior ... 54
Figura 41: Deformações principais no osso cortical, alinhamento posterior ... 54
Figura 42: Deformações principais no osso cortical, alinhamento medial ... 55
Figura 43: Deformações principais no osso cortical, alinhamento lateral ... 55
Figura 44: Deformações principais mínimas na zona proximal do osso esponjoso ... 56
Figura 45: Deformações principais mínimas no alinhamento antero-posterior ... 57
Figura 46: Deformações principais mínimas alinhamento medial-lateral ... 58
Figura 47: Tensão de Von Mises no manto de cimento ósseo, na interface osso-cimento ... 59
Figura 48: Deformações principais no osso cortical, alinhamento anterior ... 60
Figura 49: Deformações principais no osso cortical, alinhamento posterior ... 61
Figura 50: Deformações principais no osso cortical, alinhamento medial ... 62
Figura 51: Deformações principais no osso cortical, alinhamento lateral ... 62
Figura 52: Deformações principais mínimas na zona proximal do osso esponjoso ... 63
Figura 53: Deformações principais mínimas, alinhamento antero-posterior ... 64
Figura 54: Deformações principais mínimas, alinhamento medial-lateral ... 64
V
Lista de Tabelas
Tabela 1: Alinhamento do joelho e componentes8 ... 30
Tabela 2: Comparação dos grupos no pré e pós-operatório9 ... 31
Tabela 3: Resumo dos componentes utilizados nos ensaios experimentais ... 34
Tabela 4: Sequência do processo ... 37
Tabela 5: Deformações principais mínimas e máximas (µstrain) ... 38
Tabela 6: Modelos analisados ... 45
Tabela 7: Propriedades mecânicas dos materiais utilizados 1 ... 47
Tabela 8: Resultados obtidos no refinamento de malha ... 48
Tabela 9: Número de nós e elementos de cada modelo numérico ... 49
Tabela 10: Comparação entre os modelos numéricos e experimentais (µstrain) ... 52
Tabela 11: Determinação do volume de cimento ósseo com tensão equivalente de von Mises superior a 6MPa e 10 MPa. ... 60
Tabela 12: Determinação do volume de cimento ósseo com tensão equivalente de von Mises superior a 6MPa e 10 MPa. ... 66
VII
Simbologia
Abreviaturas
PMMA – Polimetilmetacrilato
MEF – Métodos dos elementos finitos ATJ – Artroplastia Total do Joelho LCP – Ligamento Cruzado Posterior LCA – Ligamento Cruzado Anterior CAD – Computer Aided Design
9
Capítulo 1
Introdução
1.1 Enquadramento
A articulação do joelho é biomecânica e, anatomicamente, um sistema complexo, envolvendo os dois maiores ossos do corpo humano que ali se unem para a formar. Está, constantemente, sujeita a forças e momentos de elevada magnitude, sendo essas forças dependentes da massa e da atividade física desenvolvida, uma vez que, ao realizar atividades básicas como caminhar, subir escadas, agachar, entre outras, a articulação do joelho é das mais solicitadas. Assim, como qualquer articulação do corpo humano, ela vai desgastar-se mais ou menos, dependendo da atividade desenvolvida e do acumular de lesões. Dessa forma, com a necessidade de aliviar dores crónicas na articulação do joelho, têm vindo a ser desenvolvidos dispositivos biomédicos que têm como finalidade substituir totalmente as articulações, garantindo aos pacientes uma grande melhoria na sua qualidade de vida.
No dealbar do século XIX, iniciou-se a investigação sobre implantes para a cirurgia ortopédica, dada a falta de soluções para tratar graves patologias como a osteoartrite. Com a prótese da anca, alcançaram-se os primeiros resultados positivos em meados do seculo XIX, tendo, rapidamente, inspirado os Médicos e Engenheiros da época a desenvolverem novas soluções para outras articulações, solucionando lacunas dos implantes anteriores. No início dos anos 80 do século XX, tanto a técnica cirúrgica como o design e materiais dos implantes para a substituição total da articulação do joelho estavam bastante
10 Capítulo 1 - Introdução
desenvolvidos. Atualmente, o sucesso da Artroplastia Total do Joelho está ao mesmo nível que o da anca e as expetativas são para uma contínua melhoria a esse nível.1
Na artroplastia do joelho, os cortes ósseos, na tíbia proximal para implantação do prato tibial, são realizados através da utilização de um conjunto de guias e sistemas auxiliares que permitem ao cirurgião orientar e posicionar os implantes relativamente aos eixos anatómicos do paciente. No entanto, por diferentes razões, podem ocorrer desvios no alinhamento dos cortes ósseos. Estes desvios, respeitantes à posição teoricamente correta, além de alterarem a cinemática da articulação e, logo, a mobilidade/estabilidade do paciente, podem, igualmente, modificar o modo de transferência de carga do implante para o osso. Nesta tese, procurou-se, especificamente, avaliar como diferentes magnitudes dos desvios angulares dos cortes ósseos na tíbia proximal, nos planos medial-lateral (varo-valgo) e antero-posterior alteram a transferência de carga ao osso de suporte, aferindo, assim, potenciais riscos de reabsorção óssea, por efeito de stress-shielding ou mesmo falência, por sobrecarga de fadiga do osso de suporte.
1.2 Motivação e objetivos
A principal motivação para o desenvolvimento desta dissertação passa por prestar um serviço público, tentando dar, por mais pequena que seja, uma contribuição para a continuidade do desenvolvimento da Biomecânica em Portugal e, principalmente, para o sucesso da artroplastia do joelho. Assim, o principal objetivo do trabalho orienta-se para o estudo dos efeitos biomecânicos na tíbia, dos desvios angulares e de posicionamento do prato tibial na artroplastia do joelho, avaliando como estes podem, e com que importância, potencializar ou não a perda do implante a termo. O maior dos objetivos é dar indicações aos cirurgiões ortopédicos sobre que tipo de desvios e seus limites
podem, eventualmente, comprometer o sucesso da Artroplastia.
Consequentemente, os objetivos que se almejam alcançar são:
realizar pesquisa bibliográfica, nomeadamente, em artigos científicos, sobre os protocolos existente que quantifiquem os desvios angulares utilizados a nível internacional pela classe clínica e os sistemas de referenciação e respetivas técnicas utilizadas para os cortes ósseos;
realizar a modelação geométrica dos principais tipos de desvios na tíbia, com base na investigação anterior;
Capítulo 1 - Introdução 11
gerar modelos de elementos finitos para a realização das simulações numéricas, a fim de avaliar os campos de deformações induzidas no osso e implante, para cada tipo e magnitude de desvio;
realizar ensaios experimentais em laboratório, replicando in-vitro alguns desvios estudados em modelos da tíbia em material compósito, utilizando extensometria para quantificar os níveis de deformação no córtex na região anexa ao implante;
comparar os resultados obtidos experimental e numericamente, de forma a validar estes últimos. Pretende-se ainda comparar os resultados anteriores com os publicados em estudos precedentes relacionados com esta problemática.
1.3 Organização do documento
A dissertação encontra-se dividida em seis capítulos organizados, de forma a facilitar a compreensão progressiva dos conceitos inerentes ao problema. O conteúdo destes pode ser sintetizado da seguinte forma:
Capítulo 1
Introdução do trabalho, elucidando o leitor para a problemática que será abordada no documento. Serve também como um guia à leitura do mesmo.
Capítulo 2
Dedicado à articulação do joelho, caraterizando, de forma simples e direta, a anatomia da articulação. É dado especial ênfase à biomecânica da mesma, fundamental para uma boa compreensão da sua cinemática.
Capítulo 3
Explica em que consiste a artroplastia do joelho, quando se justifica a sua realização e os tipos de materiais utilizados. É também apresentado um exemplo de uma técnica cirurgia corrente. É ainda resumida toda a informação recolhida sobre a quantificação dos desvios angulares da osteotomia tibial proximal que ocorrem, quer no plano frontal (varo/valgo), quer no plano sagital (anterior/posterior).
12 Capítulo 1 - Introdução
Capítulo 4
Concluído o estudo teórico-cientifico sobre os principais desvios angulares presentes na artroplastia do joelho, procedeu-se ao estudo experimental de alguns desses desvios, a fim de aferir sobre o campo de deformações induzidas no osso como consequência desses mesmo desvios.
Capítulo 5
Dedicado à realização dos modelos numéricos, aqui são apresentados os materiais e métodos utilizados, com o principal objetivo de determinar numericamente os campos de deformação induzidos no osso como consequência dos desvios angulares da osteotomia.
Capítulo 6
O último capítulo do documento pretende refletir sobre as conclusões recolhidas anteriormente, esperando, deste modo, transmitir dados concretos, com informações válidas aos cirurgiões. São ainda sugeridos trabalhos futuros relacionados com o tema.
13
Capítulo 2
Articulação do joelho
2.1 Introdução
A articulação do joelho é a maior do corpo humano e, estruturalmente, a mais complexa. Tal como qualquer articulação móvel, o joelho é constituído por duas superfícies articulares cobertas por cartilagem, uma cavidade articular revestida por uma sinovial (figura 1), uma cápsula articular limitando esta cavidade e os ligamentos que reforçam a cápsula. Neste caso particular, registe-se ainda a presença dos meniscos. As superfícies articulares referidas consistem numa primeira convexa, que são os côndilos femorais, e a outra, ligeiramente côncava, quase plana, denominada por pratos tibiais. Os meniscos (figura 2) são estruturas de corte triangular, consistência elástica firme e forma semilunar, que se inserem como cunhas entre as superfícies articulares incongruentes do fémur e da tíbia, permitindo, desta forma, o ajustamento dessas mesmas superfícies.2
14 Capítulo 2 - Articulação do joelho
Figura 2: Meniscos interno e externo2
Os movimentos articulares são controlados e produzidos, essencialmente, por músculos. Estes inserem-se diretamente no osso e é através deles que são produzidos momentos que garantem o movimento dos membros. De cada lado desta articulação, há um forte ligamento lateral que se encontra tenso, quando o joelho está em extensão e relaxado, quando está fletido. Os ligamentos mais poderosos localizam-se no centro. São os ligamentos cruzados (figura 3) que desempenham o papel mais importante na estabilidade do joelho. O LCA – Ligamento Cruzado Anterior fornece estabilidade antero-posterior, impedindo o deslocamento anterior da tíbia sobre o fémur fixo, ou seja, o deslocamento para a frente da perna em relação à coxa. Insere-se na parte anterior da área intercondilar anterior da tíbia e ascende, posteriormente, para se inserir numa parede lateral da fossa intercondilar do fémur. O LCP – Ligamento Cruzado Posterior assume um papel fundamental ao nível do comportamento cinemático e funcional do joelho. Impede o deslocamento posterior da tíbia sobre o fémur fixo. Insere-se na parte posterior da superfície lateral do côndilo femoral medial e na face posterior da área intercondilar posterior da tíbia2. Assinale-se ainda, na região anterior do joelho, a presença da rótula, onde tem origem o tendão rotuliano que, por sua vez, se insere na tuberosidade anterior da tíbia.
Capítulo 2 - Articulação do joelho 15
2.2 Ossos da articulação do joelho
2.2.1 Fémur
O fémur (figura 4) é o mais longo e pesado osso do corpo humano, sendo o seu comprimento, aproximadamente, um quarto da altura da pessoa. É formado pela diáfise e duas extremidades (superior e inferior). A extremidade superior é constituída pela cabeça femoral, colo e dois trocânteres (maior e menor). A extremidade inferior é constituída por dois côndilos (medial e lateral), curvados em espiral. Os côndilos do fémur articulam-se com os côndilos da tíbia para formar a articulação do joelho.
Figura 4:O Fémur. A: Vista lateral; B: Vista anterior; C: Vista posterior; D: Corte transversal na diáfise2
2.2.2 Tíbia
A tíbia (figuras 5 e 6) é um osso longo e, a seguir ao fémur, o maior do corpo humano que suporta peso. Está localizada na zona anterior medial da perna, quase paralela ao perónio. A extremidade proximal da tíbia é volumosa, para que os seus côndilos, interno e externo, articulem com os grandes côndilos femorais. A sua face superior é plana, formando os pratos tibiais. Possui um corpo com a forma de um prisma triangular e tem 3 faces: medial, lateral e posterior.
16 Capítulo 2 - Articulação do joelho
Figura 5: Extremidade proximal da tíbia – Vista de cima2
Figura 6: Extremidade proximal da tíbia. B. Vista anterior; C. Vista posterior; D. Corte transversal
através da diáfise da tíbia.2
2.2.3 Patela
A rótula ou patela (figura 7) é um pequeno osso, sendo habitualmente conhecida como o maior osso sesamóide. Anteriormente, os côndilos femorais articulam-se com a rótula. O quadríceps é o músculo mais importante durante atividades como correr, saltar, ou mesmo em atividades básicas como o ato de extensão e flexão do joelho. Na extremidade do quadríceps, forma-se o tendão quadricipital do músculo quadríceps. Este tendão fixa-se na base da rótula, que por sua vez é fixada através do tendão rotuliano à tuberosidade da tíbia.
Capítulo 2 - Articulação do joelho 17
2.3 Superfícies articulares
A articulação do joelho é composta por três articulações (figura 8), as articulações tíbio-femoral medial e lateral e a articulação patelo-femoral. A articulação tíbio-femoral é uma dupla articulação condilóide entre os côndilos medial e lateral da tíbia e do fémur, formando, assim, a principal articulação do joelho. A força compressiva na articulação tíbio-femoral é cerca de três vezes o peso do corpo durante a fase estática de marcha, podendo aumentar até seis vezes em atividades de corrida1. A articulação patelo-femoral é formada pela patela e pela face patelar do fémur. A estabilidade patelo-femoral é assegurada por estruturas ósseas e partes moles. Os tecidos moles, que restringem a subluxação ou deslocamento lateral da patela, incluem o ligamento patelo-femoral medial, o ligamento patelo-meniscal medial, o ligamento patelo-tibial medial, o retináculo medial e até o retináculo lateral10. A superfície posterior da patela é coberta por cartilagem, reduzindo, deste modo, o atrito entre a patela e o fémur. A força compressiva, que atua nesta articulação, é cerca de metade do peso corporal durante a atividade de marcha normal.
Figura 8: Superfícies articulares do joelho2
2.4 Biomecânica do joelho
2.4.1 Introdução
A articulação do joelho transmite cargas, auxilia todo o corpo na conservação do equilíbrio, participa ativamente no movimento e promove a amplificação das forças transmitidas à perna. Nesta articulação, desenvolvem-se forças e momentos de elevada magnitude, devido ao comprimento dos dois ossos que ali se unem (tíbia e fémur), fazendo com que seja uma articulação propícia a lesões graves. Este facto torna essencial uma boa compreensão e análise das forças e momentos que se desenvolvem nesta articulação, que é a maior e, possivelmente, a mais complexa articulação do
18 Capítulo 2 - Articulação do joelho Posterior Anterior Plano transverso ou horizontal Plano Frontal Plano Sagital Lateral Medial
corpo humano. Vários músculos desenvolvem forças na articulação do joelho, no entanto, o quadríceps na extensão e os isquiotibiais na flexão são os principais.
Apesar do movimento do joelho ocorrer em três planos (figura 9), o movimento, ao longo do plano sagital, é tão predominante relativamente aos outros, que pode afirmar-se que é o movimento principal do joelho. De modo a simplificar, a análise biomecânica da articulação do joelho resume-se ao movimento ao longo do plano sagital e à força exercida por um grupo de músculos, permitindo esta simplificação uma compreensão dos movimentos e uma previsão das principais forças e momentos que se desenvolvem no joelho. A análise dos movimentos de um corpo ou articulação implica a utilização de dados cinemáticos, de forma a compreender perfeitamente esses mesmos movimentos.
Figura 9: Planos anatómicos2
2.4.2 Cinemática da articulação do joelho
A cinemática define a amplitude do movimento e descreve a superfície de movimento de uma articulação nos três planos já referidos: frontal, sagital e transversal. É no plano sagital que ocorrem as maiores amplitudes de movimento no joelho. Os movimentos do joelho (figuras 10 e 11), no plano sagital, variam, aproximadamente, entre 0 até 140 (extensão e flexão, respetivamente). No plano transversal, a rotação interna-externa é influenciada pela posição da articulação no plano sagital. Com o joelho em extensão, a rotação fica totalmente restringida pelo encaixo dos côndilos femorais nos tibiais. A amplitude de rotação do joelho aumenta à medida que este flete,
Inferior Superior
Capítulo 2 - Articulação do joelho 19
atingindo-se o máximo quando o joelho está a 90 de flexão. Com o joelho nesta posição, a rotação externa pode variar de 0° a 45° e a rotação interna dos 0° aos 30°. O movimento, no plano frontal varo/valgo, é também afetado pelo movimento de flexão. Alguns graus de movimento varo/valgo passivo são obtidos quando o joelho está a cerca de 30 de flexão.1,2,3
Figura 10: Movimentos da articulação nos 3 eixos que passam no joelho1
Figura 11: Movimentos da articulação do joelho2
O movimento mais frequente desenvolvido pela articulação do joelho é o que ocorre durante o ciclo de marcha (figura 12). Quando a perna oscilante passa a perna de apoio, o joelho tem de ser ligeiramente fletido, de modo a evitar o arrastar do pé no chão, o que requer cerca de 67° de flexão. Quando a perna oscilante se aproxima do primeiro contacto com o solo, o joelho estende-se, para mover o pé para a frente, a fim de apoiar o calcanhar. Se o joelho permanecesse estendido, iria originar um movimento corporal em arco circular, centrado no tornozelo, fazendo com que o centro de gravidade se movesse para cima e depois voltasse para baixo, levando a um aumento energético muito elevado. Além disso, as forças desenvolvidas no joelho também aumentariam significativamente, uma vez que a perna iria atuar como um suporte rígido incapaz de dissipar as forças de impacto quando o pé atingisse o chão. Todos estes problemas são ultrapassados através da flexão do joelho a 15°, na fase de apoio médio: O centro de gravidade do corpo pode
Translação medial/lateral Rotação flexão/extensão Translação proximal/distal Rotação interna/externa Translação anterior/posterior Rotação varo/valgo
20 Capítulo 2 - Articulação do joelho
mover-se para a frente a uma altura aproximadamente constante e a energia de impacto é então absorvida pelo alongamento dos quadríceps.2
Figura 12: Movimento de flexão-extensão do joelho durante o ciclo de marcha2
A rotação interna-externa da tíbia também ocorre durante a marcha: A tíbia roda externamente durante a extensão do terminal, um fenómeno conhecido como “screw home”. O movimento tibiofemoral não é uma simples charneira, nem uma espiral, mas, sim, helicoidal. O facto da diferença de alturas entre os dois côndilos femorais implica que os cursos nos dois côndilos sejam diferentes, obrigando à rotação externa da tíbia durante o movimento de flexão e extensão.2
Efeito de “Roll back”
Por razões de geometria dos côndilos femoral e tibial, os movimentos de extensão e flexão do joelho não são de rotação simples, mas resultam de uma combinação de movimentos de rotação e translação. A rotação não se desenvolve em torno de um eixo fixo, mas antes em torno de um eixo que está constantemente a mudar a sua posição – rotação policêntrica. Quando traçado, o caminho do centro de rotação adquire uma forma semelhante a um “J”, em torno dos côndilos femorais.1
2.4.3 Forças e momentos na articulação do joelho
Sendo uma das articulações mais solicitadas mecanicamente, as forças e momentos que se desenvolvem no joelho dependem de vários fatores, entre eles o peso da pessoa, a ação muscular, a resistência dos tecidos moles, cargas externas, atividade física ou estado da articulação. Vários estudos foram realizados, a fim de determinar os valores de pico das forças de reação na articulação e nos ligamentos (figura 13).
Capítulo 2 - Articulação do joelho 21
Morrison25 registou a atividade muscular para determinar qual dos músculos produzia a força de pico no prato tibial, durante vários estágios do ciclo de marcha. As suas conclusões foram que, logo a seguir ao apoio do calcanhar, a força exercida no prato tibial varia entre 2 a 3 vezes o peso do corpo e está associada à contração dos músculos adutores, que tem um efeito de desaceleração e estabilização do joelho. Durante a fase inicial de apoio do pé, a força de reação no prato tibial é de, aproximadamente, duas vezes o peso do corpo e está associada à contração do músculo quadríceps. O pico de força acontece ligeiramente antes de o pé levantar do chão. Esta força varia entre 2 a 4 vezes o peso do corpo e está associada à contração do músculo gémeo (músculo tibial posterior). Na fase final do ciclo de marcha, com o pé levantado, a contração do músculo isquiotibiais resulta numa força de aproximadamente uma vez o peso do corpo.
Figura 13: Força axial exercida pelo fémur sobre o prato tibial1
Andriachi et al.26 estudaram o momento em torno da articulação tibiofemoral em 29 pacientes, momentos nos movimentos de extensão-flexão, abdução e adução e rotação interna-externa durante a fase de marcha, nas fases de pé apoiado e levantado. O momento associado ao movimento de extensão-flexão, na fase de pé apoiado, é cerca de 20 a 30 vezes superior aos momentos gerados no plano frontal (abdução-adução) e no plano transverso (interno-externo), confirmando, assim, a ideia de que é no plano sagital que se desenvolve, praticamente, toda a atividade da articulação do joelho.
23
Capítulo 3
Artroplastia total do joelho
3.1 Introdução
A articulação do joelho é onde se articulam dois grandes ossos, o fémur e a tíbia, o que provoca o desenvolvimento de momentos de elevada magnitude, aumentando, a probabilidade de ocorrência de lesões mais ou menos graves. A extremidade destes dois ossos é coberta por uma espessa cartilagem que, com o decorrer dos anos, vai desgastar-se (figura 14), provocando dor e inflamação, uma vez que os ossos entram em contacto direto um com o outro. No caso particular de alguém que foi submetido a uma meniscectomia total ou parcial (mais comum em atletas), deixa de existir uma estrutura de consistência elástica que permita o ajustamento das superfícies articulares do fémur e da tíbia, facilitando o aparecimento de osteoartrite a médio-longo prazo.
Figura 14: Ilustração de joelho com perda de cartilagem 2
A osteoartrite do joelho é um problema frequente na população humana, com incidência crescente, devido ao aumento da esperança média de vida. É
24 Capítulo 3 - Artroplastia Total do Joelho
mais comuns em pessoas idosas, afetando cerca de 7,5% da população acima dos 55 anos e, aproximadamente, 2% da população sofre de osteoartrite grave1. Geralmente, os doentes são tratados durante um longo período de tempo, conservadoramente, com farmacoterapia e fisioterapia.
A Artroplastia Total do Joelho (ATJ) surge como uma solução de último recurso (falha do tratamento conservador) e quando a articulação do joelho se encontra gravemente destruída e o utente já não suporta as dores. Consiste na substituição total da articulação lesada por uma articulação artificial que permita restabelecer as funcionalidades do joelho natural (figura 15), recuperar a função dos músculos e ligamentos, corrigir as deformidades e, principalmente, aliviar a dor. As primeiras artroplastias do joelho foram realizadas em 1860 por Ferguson1. A ATJ tornou-se comum nos anos 70, tendo-se obtido grandes melhorias durante os últimos anos e é, nos dias de hoje, executada rotineiramente em grande parte do mundo.
No que toca aos materiais utilizados, as ligas de titânio são utilizadas normalmente para o prato tibial metálico. A elasticidade do titânio, quando comparada à do aço, é mais próxima da do osso, o que reduz os riscos de reabsorção óssea em torno da prótese. Os materiais constituintes das superfícies de contacto deslizante devem ser escolhidos em função da maior ou menor libertação de partículas, pelo desgaste que daí decorre. O componente tibial, que serve de apoio ao componente femoral, é quase sempre em polietileno. Este tem, normalmente, uma espessura mínima de oito milímetros para limitar o risco de desgaste precoce deste componente, obrigando a uma cirurgia de revisão. O material utilizado no componente femoral é, geralmente, uma liga de crómio-cobalto que é bastante resistente ao desgaste. É comum um revestimento da superfície patelar e o material utilizado é também o polietileno1. Na figura 16, pode observar-se os materiais constituintes da ATJ.
Figura 15: Joelho em flexão: a) Com artroplatia12; b) Natural2
a)
Capítulo 3 - Artroplastia total do joelho 25
Existem vários tipos de artroplastia total do joelho, no entanto, uma das principais discussões passa pela decisão de conservar ou remover o LCP. Tal acontece, pois ambas as partes possuem argumentos de peso que fundamentam as suas escolhas. Sobre a excisão do LCP, os argumentos a favor são, entre outros, a realização de uma correção das deformidades e o facto da técnica cirúrgica ser mais fácil. Em contraste, os argumentos contra passam pela possível subluxação posterior e aumento das forças de corte na interação osso-implante. No que à preservação do LCP diz respeito, os críticos afirmam que tal origina maior oscilação dos componentes, aumentando, dessa forma, o risco de descolamento. Em contrapartida, os argumentos a favor referem que se consegue, com essa decisão, maiores amplitudes de flexão, estabilidade posterior, resistência às forças horizontais e a marcha do utente que é quase normal6.Esta decisão continua a ser uma opção pessoal do cirurgião, dado que ainda não existem dados concretos que beneficiem uma abordagem em detrimento da outra.
Figura 16: Materiais utilizados na artroplastia total do joelho27
3.2 Técnica cirúrgica
3.2.1 Plano pré-operatório
De modo a avaliar a densidade óssea, possível instabilidade ligamentar e o posicionamento dos eixos anatómicos, é recomendada a realização de uma radiografia antes de qualquer outro procedimento. É, então, determinado o ângulo entre o eixo mecânico e o eixo anatómico do fémur, de modo a assegurar que o corte na zona distal do fémur seja perpendicular ao eixo mecânico. O tamanho do componente femoral é estimado em pré-operatório, através de vistas laterais das radiografias e confirmado, posteriormente, na hora da
26 Capítulo 3 - Artroplastia Total do Joelho
cirurgia. De um modo semelhante, é possível estimar o tamanho do prato tibial (figura 17).
Figura 17: Estimativa do tamanho dos componentes tibial e femoral14
3.2.2 Abordagem
A incisão é feita diretamente na pele numa linha média, iniciando-se 2 a 4cm acima da patela, passando sobre a patela e terminando na tuberosidade tibial. Uma vez exposto, devem ser removidos todos os tecidos moles, até o tendão do quadríceps e o tendão patelar ficarem completamente expostos (figura 18).
Figura 18: Joelho exposto após incisão15
3.2.3 Cirurgia
Uma vez exposto, deve inverter-se a patela juntamente com os tendões adjacentes, afastá-los para o lado medial ou lateral, consoante a opção do cirurgião. Posteriormente, este tem livre acesso, quer ao fémur quer à tíbia, e pode, então, começar a preparação dos mesmos (figura 19). O primeiro osso a ser preparado é o fémur, devendo ser exposta toda a sua superfície anterior.
Inicia-se, realizando a furação no centro do fémur, acima da inserção do ligamento cruzado posterior, para posicionamento dos guias de corte que vão guiar a primeira osteotomia femoral distal. Depois disso, são removidos, quer o ligamento cruzado anterior, quer o ligamento cruzado posterior (se for essa a
Capítulo 3 - Artroplastia total do joelho 27
opção do cirurgião). De seguida, com o componente femoral já selecionado e com o auxílio de novos guias, são realizados os restantes cortes femorais.
Figura 19: Articulação totalmente exposta e pronta15
Uma vez finalizada a osteotomia femoral distal, é necessário realizar a osteotomia tibial proximal. Para isso, por opção do cirurgião, é usado um sistema de guiamento extramedular (dependendo da preferência ou experiencia do cirurgião, bem como de sugestões dos fabricantes dos implantes, podem ser usados guias intramedulares). O guia é posicionado de forma a garantir a inclinação pretendida (figura 20) e é, então, efetuado o corte tibial (figura 21). É necessário ter atenção aos cortes incompletos, pois pode haver uma porção de osso na zona posterior que não seja totalmente removida.
Figura 20: Guia de corte extramedular posicionado15
Completas que estão, quer a osteotomia tibial proximal, quer a osteotomia femoral distal, resta remover as últimas estruturas moles que possam ainda existir e, de seguida, realizar a preparação da patela. Os componentes femoral, tibial e patelar são então testados, para garantir o tamanho adequado dos mesmos. Por fim, todas as superfícies são bem lavadas, tentando evitar ao máximo pequenos osteófitos que possam ter ficado perdidos durante as osteotomias.
28 Capítulo 3 - Artroplastia Total do Joelho
Figura 21: Osteotomia tibial proximal15
É, então, implementado o componente patelar e cimentado o componente tibial (o componente de polietileno por ser fixo ao prato tibial ou não), sendo, posteriormente, removido o excedente de cimento. Por fim, é aplicado cimento à superfície distal do fémur e colocado o componente femoral. Para garantir a funcionalidade, são realizados os últimos testes de flexão e extensão e o joelho é, então, suturado.
Apesar da grande evolução ao nível de tempos de cirurgia, esta continua a ser uma cirurgia prolongada e com um nível de agressividade para o paciente extremamente elevado, levando a períodos de recuperação longos.
3.3 Desvios da osteotomia tibial proximal
3.3.1 Introdução
O sucesso da artroplastia total do joelho depende de muitos fatores, podendo estes ainda relacionarem-se entre si. Entre esses fatores, destaca-se o diagnóstico pré-operatório, a idade do paciente, o estado dos tecidos moles, o alinhamento pós e pré-operatório, a técnica cirúrgica e ainda o tipo de fixação dos componentes4. A experiência do cirurgião, obviamente, também tem influência, no entanto, este apenas pode controlar diretamente o alinhamento pós-operatório, a técnica cirúrgica e o tipo de fixação. Mahaluxmivala et al.5 mediram os ângulos de alinhamento dos componentes tibiais e femorais por radiografias pós-operatórias em 673 artroplastias totais do joelho, tendo verificado que existe uma tendência para um posicionamento mais preciso dos componentes pelos cirurgiões mais experientes, sendo esta tendência mais significativa, estatisticamente, no alinhamento no plano sagital do componente tibial.
O principal objetivo desta tese é estudar e quantificar os desvios angulares e de posicionamento do prato tibial na ATJ, de modo a, posteriormente, quando forem modelados geometricamente esses mesmos desvios, estimar,
Capítulo 3 - Artroplastia total do joelho 29
numericamente, de que forma influenciam a longevidade do implante. Para além disso, esta pesquisa bibliográfica servirá também para comparar os resultados obtidos noutros estudos com os ensaios experimentais a realizar.
3.3.2 Desvios na osteotomia tibial
Um mau alinhamento dos componentes que constituem a ATJ é uma das causas para uma perda prematura do implante, tanto devido ao desgaste por fadiga do componente de polietileno, como pelo efeito de alteração da transferência de carga para o osso de suporte, podendo este originar o fenómeno de stress-shielding ou sobrecarga localizada, sendo capaz de, em qualquer um dos casos, contribuir para a necessidade de uma cirurgia de revisão prematura4,6,8. Gregory V. Green et al.4 afirmam que o alinhamento anatómico normal da articulação tibiofemoral é, aproximadamente, 5° a 7° valgo e que, a reposição deste alinhamento, é um fator importante para o sucesso e longevidade do implante. Sugere ainda que o posicionamento ideal do componente tibial vai de 2° de varos até 90° 5° com o eixo anatómico da tíbia. Ainda no plano frontal, J. Bellemans et al.7 referem, como valores aceitáveis, a posição neutra 3°, apesar de, em alguns casos, outros valores serem aceitáveis ou mesmo preferíveis.
Outros estudos aludem ao facto de o alinhamento em varo ter vindo a demonstrar maus resultados clínicos, originando um aumento do desgaste prematuro do componente de polietileno. Jeffcote et al.11 referem mesmo que, para alguns implantes, o alinhamento em valgo origina uma diminuição de tensões no osso esponjoso, na interface deste com o prato tibial. Srivastava et al.8 estudaram ainda a relação existente entre a orientação do componente tibial com o desgaste do polietileno. No seu estudo, o componente tibial foi colocado com 1.3° varo, sendo, uma das suas conclusões que o alinhamento em varo do componente tibial altera a distribuição de forças na tíbia e pode aumentar as forças de corte na interface tibiofemoral, resultando num aumento do desgaste do componente de polietileno. A tabela 1 apresenta os valores pós-operatórios e pré-revisão das inclinações obtidas neste estudo. Na figura 22, estão esquematizados os quatro tipos de desvios passíveis de ocorrer na hora da realização da osteotomia tibial proximal.
30 Capítulo 3 - Artroplastia Total do Joelho
Tabela 1: Alinhamento do joelho e componentes8
Alinhamento pós-operatório
Alinhamento
pré-revisão P value
Joelho 5.4 9 (valgo) 3.8 2.6 (valgo) p = 0.04
Componente tibial 1.3 1.7 (varo) 3.2 2.9 (varo) p = 0.05
Componente femoral 6.6 1.7 (valgo) 5.2 3.6 (valgo) p = 0.20
Figura 22: Desvio em: a) varo; b) valgo; c) posterior; d) anterior
Quanto aos desvios no plano sagital, a inclinação posterior é uma opção do cirurgião. No entanto, vários estudos recomendam uma inclinação posterior da superfície articular da tíbia, especialmente nas cirurgias em que o ligamento cruzado posterior é mantido. Ries6 afirma que uma inclinação posterior da tíbia vai diminuir a tensão no ligamento durante a flexão do joelho. Bellemans et al.7 escrevem ainda que uma inclinação posterior de 0° a 10° é aceitável, sendo que a zona anterior deve sempre estar mais alta que a zona posterior, ou seja, existe um consenso na medicina ortopédica quanto à proibição de desvios anteriores.
Após a artroplastia do joelho, é importante uma maximização da amplitude de movimento, levando a uma maior funcionalidade da articulação bem como à satisfação do utente. Kansara et al.9 realizaram um estudo de 108 artroplastias do joelho, cujo objetivo passou por comparar amplitudes de flexão e extensão, para o caso em que a osteotomia proximal da tíbia era realizada com 0° ou 5° de inclinação posterior no plano sagital. Refira-se que os valores de ângulos negativos referem-se a inclinações anteriores no mesmo plano. Dos pacientes inicialmente selecionados por diferentes motivos, alguns foram excluídos. Por fim, formaram-se os grupos finais de observação: o grupo 1, cujo corte foi efetuado a 0°, possuía 31 artroplastias e o grupo 2, cujo corte foi efetuada a 5°, possuía 30 artroplastias. Os resultados finais podem ser analisados na tabela 2.
Capítulo 3 - Artroplastia total do joelho 31
Tabela 2: Comparação dos grupos no pré e pós-operatório9
Grupo 1 Grupo 2
Inclinação tibial proximal pré-operatório 7.3° (3° a 13°) 7.7° (0° a 15°)
Extensão no pré-operatório -3.2° (-15° a 0°) -2.6° (-15° a 0°)
Flexão no pré-operatório 101.1° (80° a 130°) 99.3° (80° a 140°)
Pontuação HSS pré-operatório 57,0 (20 a 71) 62.0 (39 a 87)
Inclinação tibial proximal pós-operatório 1.8° (-4° a 9°) 5.5° (1° a 12°)
Extensão pós-operatório 0.2° (0° a 5°) 0° (-20° a 0°)
Flexão pós-operatório 123.3° (90° a 135°) 119.6°(75° a 135°)
Pontuação HSS pós-operatório 81,9 (63 a 98) 78.2 (51 a 99)
Do estudo realizado, concluíram que as inclinações a 0° ou 5° não produzem resultados significativamente distintos. No entanto, é mais seguro realizar a osteotomia a 5° de forma a eliminar possíveis desvios anteriores.
Existe uma vasta gama de dispositivos que auxiliam os cirurgiões ortopédicos na hora de efetuar a osteotomia proximal da tíbia, podendo estes ser extramedulares ou intramedulares. Ambos têm em comum o mesmo objetivo que é minimizar possíveis desvios angulares, que não os pretendidos e estudados no pré-operatório. No entanto, dada a importância de realizar o corte com a maior das precisões, começam a ser desenvolvidas técnicas de modo a atingir esse objetivo. Acredita-se que a robótica poderá, no futuro, ter um papel importantíssimo na medicina ortopédica, garantindo, à partida, precisões elevadas, caraterística esta mais limitativa do Ser Humano.16
3.3.3 Discussão
O principal objetivo deste capítulo passava por estudar na bibliografia, incluindo artigos científicos, quais os desvios angulares na osteotomia tibial proximal mais comuns de ocorrerem e de que forma esses desvios influenciavam o sucesso da artroplastia. A bibliografia é clara quanto aos desvios no plano sagital: nunca realizar a osteotomia com inclinação anterior (zona anterior mais alta que a zona posterior) e alguns graus de inclinação posterior poderão originar benefícios para o implante, principalmente ao nível da amplitude de flexão. Além disso, a excisão ou não do ligamento cruzado posterior é um fator importante na hora de decidir sobre a inclinação posterior, uma vez que alguns graus diminuem a tensão no LCP durante a flexão.
No que aos desvios angulares no plano frontal diz respeito, os autores dividem-se. Vários estudos realizados afirmam que a referência universal dos
32 Capítulo 3 - Artroplastia Total do Joelho
zero graus continua a apresentar bons resultados. Porém, outros estudos defendem que alinhamentos com alguns graus em valgo beneficiam o paciente, originando uma diminuição de tensões no osso esponjoso. Além disso, referem ainda que o alinhamento em varo do componente tibial altera a distribuição de forças na tíbia e pode aumentar as forças de corte na interface tibiofemoral, resultando num aumento do desgaste do componente de polietileno. Por outro lado, estudos recentes afirmam que o alinhamento em varo é a melhor solução e que este deverá rondar os dois graus.
Assim sendo, conclui-se que os autores dividem-se no que ao alinhamento tibial diz respeito. No entanto, espera-se que, com o decorrer do anos e com o aparecimento de novas tecnologias de guiamento, os desvios da osteotomia sejam cada vez mais pequenos e que existam valores angulares padrão universais, de modo a que o sucesso da artroplastia total do joelho continue a aumentar.
33
Capítulo 4
Modelos experimentais
4.1 Introdução
Neste capítulo, é apresentada a parte experimental desta dissertação, desenvolvida, integralmente, no laboratório de biomecânica da Universidade de Aveiro. O objetivo deste capítulo é quantificar, experimentalmente, as alterações da distribuição de carga no córtex proximal da tíbia para diferentes desvios no plano frontal. Nesse sentido, foram utilizados modelos da tíbia em material compósito, associados à utilização de extensómetros para a quantificação das extensões principais no córtex proximal. Estes modelos foram submetidos a um caso de carga representativo do ciclo de marcha com uma repartição da carga aplicada entre o côndilo medial e o côndilo lateral da tíbia. Os resultados das extensões medidas foram utilizados para a avaliação do potencial efeito de stress-shielding ou fratura óssea por fadiga, devido a sobrecarga localizada, assim como para correlação com os modelos numéricos desenvolvidos no capítulo seguinte.
34 Capítulo 4 - Modelos experimentais
4.2 Materiais e métodos
Uma tíbia sintética modelo 3302 esquerdo, Pacific Research Labs, Vashon Insland, Wa, USA, e implantes do modelo P.F.C Sigma Modular Knee System (Depuy International, Inc Johnson & Johnson – Warsaw/Indiana), figura 23, foram selecionados e usados para os ensaios experimentais. A tíbia é fabricada em fibra de vidro curta, reforçada com resina de epóxido e espuma de poliuretano e o material usado no prato tibial é o titânio. Além disso, foi ainda utilizado cimento ósseo (polimetilmetacrilato) fornecido pela Depuy International, Inc Johnson & Johnson – Warsaw/Indiana. Na tabela 3, é apresentado um resumo das caraterísticas técnicas dos componentes e materiais utilizados nos ensaios.
Tabela 3: Resumo dos componentes utilizados nos ensaios experimentais
Componente Material
Osso Compósito
Fibra de vidro e resina epóxido com espuma de
poliuretano
Componente tibial Titânio
Cimento Ósseo Polimetilmetacrilato
Componente tibial amovível Polietileno
Figura 23: Material utilizado nos ensaios experimentais. a) Tíbia; b) Prato tibial
Numa fase inicial, foi realizado o corte tibial proximal para implantação do prato tibial. Optou-se por reproduzir os ensaios experimentais realizados por Green et al.4 para posterior comparação. No primeiro ensaio realizado, utilizou-se a inclinação da osteotomia tibial proximal de referência, 0°. Uma vez realizado o primeiro ensaio e feitas todas as medições, foi necessário retirar o prato tibial cuidadosamente, realizar nova osteotomia, desta vez a 1° varo, e voltar a implantar o prato tibial. Este procedimento foi realizado para os desvios de 3° varo e de 5° varo.
Capítulo 4 - Modelos experimentais 35
Após a tíbia estar completamente pronta, foi preparada com 2 rosetas tri-axiais a 45° (KFG-3-120-D17-11L3M2S, Kyowa Electronic Instruments Co., Ltd., Japan), uma na zona lateral e outra na zona medial (figura 24). A técnica usada, para a aplicação dos extensómetros à superfície do modelo, é descrita por Completo1 e consistiu na preparação das zonas de aplicação das rosetas com lixa P400, seguido de um desengorduramento da superfície com acetona e aplicação de uma gota de adesivo de cianoacrilato, para colar a roseta com uma ligeira pressão (cerca de 1 minuto) até à secagem completa do adesivo. As duas rosetas foram coladas nos lados medial e lateral, na zona proximal da tíbia. Procurou-se alinhar o extensómetro intermédio da roseta, εb, com o eixo mecânico da tíbia.
Figura 24: Representação dos locais onde foram colados os extensómetros: a) vista medial; b) vista anterior; c) vista lateral
Antes das medições, foram verificadas todas as rosetas, nomeadamente a continuidade elétrica e resistência interna (120Ω), como recomendado pelo fornecedor. Todas as rosetas foram ligadas a um sistema de aquisição de dados PXI 1050 da National Instruments, ligado, posteriormente, a um computador, onde os resultados foram tratados e guardados através da aplicação Labview
Signal Express. Além disso, foi também realizada uma calibração dos
extensómetros antes de cada ensaio experimental.
13 15 3 a) b) c) εbεa εc a) b)
36 Capítulo 4 - Modelos experimentais
A fixação da tíbia foi realizada na sua parte mais distal, conseguindo um encastramento completo, anulando qualquer grau de liberdade nesta zona. Esse sistema de fixação está fixo à base de apoio por quatro parafusos que impedem qualquer movimento. Na figura 25, pode ver-se o sistema de fixação da tíbia fixo na base de apoio, bem como todo o sistema pneumático utilizado nos ensaios experimentais.
Foi ensaiada, experimentalmente, uma tíbia, onde foram realizadas quatro osteotomias a diferentes ângulos em varo, consecutivamente. Como já foi referido, inicialmente, foi realizada uma osteotomia com desvio de 0°(DR0), relativamente ao plano de referência perpendicular ao eixo mecânico da tíbia. De seguida, foi feita uma nova osteotomia, desta feita a 1° (DVR1), 3° (DVR3) e 5°(DVR5) varo. Para cada um destes desvios (figura 26), foram repetidos cinco carregamento. Na tabela 4, está organizado todo o procedimento realizado por etapas.
Figura 25: Dispositivo experimental usado para o carregamento da tíbia
Guia móvel Célula de carga Cilindro pneumático Cilindro Sistema de fixação Base de apoio
Capítulo 4 - Modelos experimentais 37
a) b) c) d)
Figura 26: Imagens dos quatro modelos estudados em varo: a)0°; b)1°; c)3°; d)5°
A força de compressão exercida pelo equipamento na tíbia é representativa de 3 vezes o peso do corpo de uma pessoa com 70kg, ou seja, uma carga de 2100N. Essa carga foi repartida pelo côndilo medial e lateral (60% e 40%, respetivamente), com o auxílio de um cilindro como representado na figura 27.
Figura 27: Carga aplicada e adaptador para repartição da mesma Tabela 4: Sequência do processo
Passo Definição
1 Condicionamento à carga de ensaio
2 Calibração dos extensómetros
3 Carga
4 Estabilização da carga sobre o modelo
5 Guardar valores dos extensómetros
6 Descarregar
7 Pausa entre as medições
Concluídos os ensaios, foram então tratados os dados obtidos. A partir das extensões medidas com auxílio dos extensómetros tri-axiais, foram calculadas as deformações principais mínimas e as deformações principais máximas associadas a cada modelo e à zona onde estão colocados os extensómetros. As deformações principais máximas ( ) e mínimas ( ) foram determinadas,
38 Capítulo 4 - Modelos experimentais
utilizando as expressões 4.1 e 4.2, que relacionam as extensões medidas nos três extensómetros ( , e ) com as deformações principais.
( ) √( ) ( ) (4.1) ( ) √( ) ( ) (4.2)
Após a realização dos ensaios, foram calculadas as deformações principais máximas e mínimas. Calculou-se ainda para cada uma das deformações principais máximas e mínimas de cada modelo ensaiado, o valor médio e o respetivo desvio padrão. Estas deformações principais foram, posteriormente, utilizadas para a realização de uma correlação com os resultados obtidos numericamente.
4.3 Resultados
Realizados os ensaios experimentais, os dados recolhidos foram tratados, a fim de calcular as deformações principais máximas e mínimas médias para cada modelo, bem como o respetivo desvio padrão. Na tabela 5 são apresentados os resultados obtidos nos ensaios experimentais.
Tabela 5: Deformações principais mínimas e máximas (µstrain) Desvios Extensómetro 0° (DR0) 1° (DVR1) 3° (DVR3) 5° (DVR5) ε1 ε2 ε1 ε2 ε1 ε2 ε1 ε2 Medial Média 671,16 40,38 478,86 -81,78 591,27 59,55 1109,87 23,25 σ 11,65 13,49 6,10 7,72 13,07 21,49 39,22 17,65 Lateral Média 421,24 -127,01 486,76 69,14 143,12 35,26 70,71 -2,30 σ 15,17 17,72 13,08 11,35 10,11 31,02 16,19 11,77
O desvio padrão das deformações principais foi, em média, 19,9% dos valores médios medidos. No modelo 5° varo, foi onde se verificou um desvio padrão mais elevado. Em contraste, os restantes modelos tiveram desvios idênticos e nunca ultrapassaram os 19% (exceção para o modelo 3° varo). Nas figuras 28 e 29, encontram-se representados, graficamente, os valores médios e respetivos desvios das deformações principais determinadas nos diferentes modelos.
Capítulo 4 - Modelos experimentais 39 -200 -150 -100 -50 0 50 100 De fo rma çõe s Pri nci pa is Mi ni m as ( x1 0 -6 m /m ) DR0° DVR1° DVR3° DVR5° Medial Lateral
Figura 28: Valores médios e desvios padrão das deformações principais máximas
Da análise do gráfico da figura 28, observa-se que o modelo, onde se verificou o maior valor de deformação principal máxima, foi o modelo 5° varo, no extensómetro medial, com um valor igual a 1109,87µstain. Nessa mesma zona, os restantes três modelos apresentaram valores de deformação principal máxima muito idênticos, com um valor médio de 500µstain. No extensómetro lateral, os modelos de referência a 0° e o modelo a 1° varo apresentam valores semelhantes, na ordem dos 500µstain, enquanto os modelos com desvio de 3° e 5° apresentam valores bastante inferiores na ordem dos 100µstain.
Na figura 29, referente às deformações principais mínimas, os resultados evidenciaram uma elevada dispersão entre os diferentes desvios analisados. Este facto pode ser explicado pela reduzida magnitude dos valores obtidos, em média inferior a 80µstain. Como seria de esperar, o extensómetro do lado lateral foi bastante menos sensível às alterações da amplitude dos desvios varo.
0 500 1000 1500 D ef o rm aç õ es P ri n ci p ai s Máxi m as (x10 -6 m /m ) DR0° DVR1° DVR3° DVR5° Medial Lateral
