Comparative analisys of changes in knee strain transfer flow in total and unicompartmental cemented prostheses: a trial in ten human cadavers
http://dx.doi.org/10.1590/S1413-78522003000300001
Análise comparativa das alterações nos fluxos de tensão do joelho nas próteses totais e unicompartimentais cimentadas. Estudo experimental em dez cadáveres humanos
José Ricardo PécoraI; Márcia Uchoa de RezendeII; Arnaldo José HernandezIII; Marco Martins AmatuzziIV; César Augusto Martins PereiraV; Tomaz Puga LeivasVI
IMestre e Doutor em Ortopedia e Traumatologia. Médico Assistente do Grupo de Joelho
IIMestre e Doutor em Ortopedia e Traumatologia. Médica Assistente do Grupo de Joelho
IIIMestre e Doutor em Ortopedia e Traumatologia pela. Médico Chefe do Grupo de Joelho
IVChefe do Departamento
VTecnólogo em Saúde. Coordenador da Área de Bioengenharia do Laboratório de Biomecânica LIM-41
VICoordenador da Comissão de Projetos do Conselho Diretor
Análise comparativa das alterações nos fluxos de tensão do joelho nas próteses totais e unicompartimentais cimentadas. Estudo experimental em dez cadáveres humanos.
Os autores comparam as alterações nos fluxos de tensão do fêmur distal e da tíbia proximal provocadas pelas próteses total e unicompartimental cimentadas do joelho, por meio de extensometria elétrica em 10 cadáveres humanos. Utilizam um dispositivo mecânico para adaptação das peças anatômicas à máquina de ensaios mecânicos Kratos 5002. Concluem: 1) A prótese total do joelho mantém o padrão de distribuição das cargas no terço distal do fêmur; 2) A prótese unicompartimental aumenta as tensões de compressão na cortical medial e as tensões de tração na cortical lateral do terço distal do fêmur; 3) Os componentes tibiais (parcial medial e total) aumentam, da mesma forma, as tensões de compressão na cortical póstero-medial da tíbia.
Descritores: Artroplastia do Joelho; Prótese do joelho; Fêmur.
A função do joelho pode ser gravemente afetada por processos inflamatórios ou degenerativos. O número de pacientes que procuram tratamento médico devido ao comprometimento da capacidade funcional dos joelhos, particularmente com artrose, tem crescido significativamente, tanto pelo aumento da longevidade da população, quanto pelo aumento da atividade dos indivíduos nesta faixa etária mais avançada.
As artroplastias têm sido uma arma importante na recuperação da função dos joelhos desses pacientes quando existe indicação de tratamento cirúrgico. Elas podem ser divididas, de acordo com os componentes articulares a serem substituídos, em dois tipos: a artroplastia total, em que são substituídos todos os três compartimentos articulares (femorotibial medial, femorotibial lateral e o femoropatelar) e a artroplastia unicompartimental em que apenas um dos compartimentos, seja o femorotibial medial ou lateral é substituído.
A vida útil das artroplastias do joelho tem aumentado ao longo do tempo devido à melhora dos instrumentais cirúrgicos, ao aprimoramento da técnica cirúrgica e, principalmente, ao aumento do conhecimento da biomecânica do joelho, contribuindo para a evolução dos desenhos dos componentes protéticos.
Porém, fatores biológicos e mecânicos ainda comprometem a vida útil das artroplastias. Dentre os fatores biológicos estão a infecção, reação de corpo estranho aos componentes do implante, e o comprometimento das suas estruturas de sustentação, sejam as estruturas capsuloligamentares ou a própria estrutura óssea. Quanto aos fatores mecânicos podemos citar os micromovimentos que ocorrem na interface entre o osso e o material protético e as alterações das tensões no fêmur e na tíbia devido à instalação das próteses.
As alterações das tensões de uma estrutura podem ser avaliadas através das microdeformações superficiais observadas quando esta estrutura é submetida a uma determinada carga ou força externa, em regime elástico.
O objetivo deste trabalho é comparar as alterações nos fluxos de tensão do joelho, provocadas pelas próteses totais e unicompartimentais, quando submetido a carga axial, avaliando-se as microdeformações superficiais no terço distal do fêmur e no terço proximal da tíbia.
Dez pares de joelhos humanos foram retirados de cadáveres adultos, do sexo masculino, com idade variando de 25 a 83 anos e média de idade de 52,2anos. Avaliou-se a possibilidade de alterações prévias nas peças anatômicas que pudessem interferir nos resultados.
As peças foram retirados por meio de osteotomia do fêmur, tíbia e fíbula, com serra manual, a dezoito centímetros da linha articular femorotibial.
Removeu-se as estruturas musculotendíneas e vasculonervosas e todo o periósteo, preservando-se a cápsula articular, os ligamentos colaterais e cruzados, assim como o aparelho extensor do joelho (ligamento patelar, patela e o tendão quadricipital).
Foram determinados nove pontos para avaliar a deformação superficial, sendo cinco no fêmur (números 1 a 5) e quatro na tíbia (números 6 a 9) em cada joelho.
No fêmur, padronizou-se a altura do polo superior da patela, com o joelho em extensão como ponto de referência, para localizar os pontos de medida da deformação superficial 1,2 e 3.
Ponto 1 : Fêmur medial: Ponto médio da projeção anteroposterior do fêmur na sua face medial, na altura do polo superior da patela. (Figura 1).
Ponto 2 : Fêmur posterior: Ponto médio da projeção lateromedial do fêmur na sua face posterior, na altura do polo superior da patela. (Figura 2).
Ponto 3 : Fêmur lateral: Ponto médio da projeção anteroposterior do fêmur na sua face lateral, na altura do polo superior da patela. (Figura 3).
Os pontos 4 e 5 foram marcados proximalmente ao polo superior da patela, numa distância igual ao diâmetro anteroposterior do fêmur medido na linha dos pontos 1,2 e 3.
Ponto 4 : Fêmur anterolateral: Ponto médio lateral da projeção lateromedial do fêmur na sua face anterior na altura do polo superior da patela acrescido do maior diâmetro anteroposterior do fêmur. (Figura 4).
Ponto 5 : Fêmur anteromedial: Ponto médio medial da projeção lateromedial do fêmur na sua face anterior na altura do polo superior da patela acrescido do maior diâmetro anteroposterior do fêmur. (Figura 4).
Na tíbia proximal, padronizou-se a altura da porção distal da sindesmose tibiofibular proximal, como ponto de referência para localizar a altura dos pontos de medida da deformação superficial 6, 7, 8 e 9.
Ponto 6 : Tíbia anteromedial: Ponto médio da superfície anteromedial da tíbia na altura da porção distal da sindesmose tibiofibular proximal. (Figura 5).
Ponto 7 : Tíbia posteromedial: Ponto do terço medial da superfície posterior da tíbia na altura da porção distal da sindesmose tibiofibular proximal. (Figura 6).
Ponto 8 : Tíbia posterolateral: Ponto do terço lateral da superfície posterior da tíbia na altura da porção distal da sindesmose tibiofibular proximal. (Figura 6).
Ponto 9 : Tíbia anterolateral: Ponto médio da superfície anterolateral da tíbia na altura da porção distal da sindesmose tibiofibular proximal. (Figura 5).
Para realizar a análise das tensões sob compressão, foi desenvolvido um dispositivo mecânico composto de dois cilindros (um superior para o fêmur e um inferior para a tíbia e fíbula) que permitia posicionar o joelho em extensão. As extremidades ósseas foram fixadas aos respectivos cilindros com cimento acrílico autopolimerizante odontológico Jet Clássicoâ (polimetilmetacrilato).
Extensômetros Elétricos Kratos, modelo: PA-06-062 AH-350L., foram fixados ao osso nos pontos predeterminados (1 a 9), com adesivo de cianoacrilato Super-Bonder-Loctiteâ e posteriormente revestidos por resina de poliuretano. (Figura 7).
Após a instalação dos extensômetros, o conjunto formado pela peça anatômica e o dispositivo mecânico de fixação foi colocado à máquina de ensaios mecânicos Kratos 5002 (Figura 8). Cada extensômetro foi conectado à ponte de extensometria P3500, fabricado pela Measurement Groupâ, por meio de cabo com três fios multifilamentares com 0,5mm de diâmetro, segundo especificação do fabricante, para a leitura das microdeformações superficiais.
A carga foi aplicada no sentido craneocaudal (compressão) com velocidade de 5mm por minuto até atingir o valor de 686,70 N (70 kgf) e aguardou-se cerca de vinte minutos devido ao escoamento do tecido ósseo (efeito viscoelástico), até a carga estabilizar-se em 343,35 N (35 kgf). Uma vez estabilizada a carga, efetuou-se a leitura das microdeformações dos nove extensômetros. Retirou-se a carga e, após trinta minutos repetiu-se o ensaio. Anotou-se os resultados e calculou-se a média dos dois resultados numéricos de cada extensômetro nos dois testes.
Após a realização dos testes com os joelhos íntegros, retirou-se todo o aparelho extensor do joelho e colocou-se no compartimento medial do joelho direito prótese unicompartimental cimentada, preservando-se os ligamentos cruzados anterior e posterior, (Figura 9) e, no joelho esquerdo, prótese total cimentada, preservando-se o ligamento cruzado posterior, (Figura 10).
As próteses instaladas foram do modelo SEARCHâ fabricado pela Aesculapâ. Utilizou-se guia intramedular no fêmur e extramedular na tíbia, padronizando-se a opção de 7º para compensação do valgismo entre o eixo mecânico do membro inferior e o eixo anatômico do fêmur, tanto na instalação da artroplastia total como na unicompartimental.
Depois de colocadas as próteses, as peças foram novamente submetidas aos testes de carregamento como os realizados nos joelhos íntegros, calculando-se e anotando-se a média dos dois resultados numéricos de cada extensômetro nos dois testes.
Depois de obtidos os resultados, foi feita a estatística descritiva da média dos valores das microdeformações dos dois ensaios realizados, tanto nos joelhos direitos íntegros e depois da colocação das próteses unicompartimentais, quanto nos joelhos esquerdos íntegros e depois da colocação das próteses totais, calculando-se a média (M), desvio padrão (DP) e o erro padrão da média (EPM) em cada extensômetro.
Comparou-se as microdeformações observadas nos joelhos direitos e esquerdos íntegros com o teste t de Student em cada extensômetro.
Realizou-se a análise comparativa dos valores das microdeformações observadas no joelho direito antes e após a colocação das próteses unicompartimentais, e do joelho esquerdo antes e após a colocação da prótese total pelo teste t pareado, em cada extensômetro.
Adotou-se o nível de significância de 5% (a=0,05) e os resultados significantes foram evidenciados por asteriscos.
Os resultados das médias das microdeformações superficiais dos joelhos direitos íntegros, por cadáver, em cada extensômetro, encontra-se na Tabela 1.
Os resultados das médias das microdeformações superficiais dos joelhos esquerdos íntegros, por cadáver, em cada extensômetro, encontra-se na Tabela 2.
Os resultados das médias das microdeformações superficiais dos joelhos direitos após a colocação das próteses unicompartimentais, por cadáver, em cada extensômetro, encontra-se na Tabela 3.
Os resultados das médias das microdeformações superficiais dos joelhos esquerdos após a colocação das próteses totais, por cadáver, em cada extensômetro, encontra-se na Tabela 4.
A estatística comparativa entre os valores das microdeformações superficiais observadas nos joelhos direitos e esquerdos íntegros encontra-se na Tabela 5.
A estatística comparativa dos valores das microdeformações superficiais observadas nos joelhos direitos antes e depois da colocação das próteses unicompartimentais encontra-se na Tabela 6.
A estatística comparativa dos valores das microdeformações superficiais observadas nos joelhos esquerdos antes e depois da colocação das próteses totais encontra-se na Tabela 7.
De acordo com a Tabela 5, não existiu diferença estatisticamente significante entre os valores das microdeformações superficiais encontradas nos joelhos direitos e esquerdos íntegros em todos os extensômetros.
De acordo com a Tabela 6, houve um aumento significante das microdeformações em compressão dos valores observados no extensômetro número 1 (fêmur medial), após a colocação da prótese unicompartimental. (p=0,031).
Houve um aumento significante das microdeformações em tração dos valores observados no extensômetro número 3 (fêmur lateral), após a colocação da prótese unicompartimental. (p=0,015).
Houve uma diferença significante das microdeformações em compressão dos valores observados no extensômetro número 5 (fêmur anteromedial), passando de tração para compressão, após a colocação da prótese unicompartimental. (p=0,002).
Houve um aumento significante das microdeformações em compressão dos valores observados no extensômetro número 7 (tíbia posteromedial), após a colocação da prótese unicompartimental. (p=0,023).
Não existiu diferença estatisticamente significante entre os valores das deformações superficiais encontradas no joelho direito íntegro e após a colocação da prótese unicompartimental nos demais extensômetros.
De acordo com a Tabela 7, houve um aumento significante das microdeformações em compressão dos valores observados no extensômetro número 7 (tíbia posteromedial), após a colocação da prótese total. (p=0,023).
Não existiu diferença estatisticamente significante entre os valores das microdeformações superficiais encontradas no joelho esquerdo íntegro e após a colocação da prótese total nos demais extensômetros.
As alterações nos fluxos de tensão provocadas pelo material de implante, promovendo um remodelamento na disposição das trabéculas ósseas, são reconhecidas de longa data(1,11,24). Porém, em relação às próteses de joelho, os trabalhos específicos são mais raros: Bourne e Finlay(2) e Whiteside e Pafford(20) realizaram estudo experimental para avaliação da distribuição de carga através de extensômetros, mas restrito à tíbia; Hvid et al.(6) avaliaram a reabsorção óssea através de densitometria e Tissakht et al.(28), Van Lenthe et al.(29) e Lewis et al.(15) fizeram o mesmo em modelos por elementos finitos em computador.
Casos de fratura de fadiga no fêmur proximal após artroplastia total descritos por Kumm et al.(10) e Rawes et al.(21) e de fratura de fadiga na tíbia após artroplastia unicompartimental descrito por Rossetti et al.(23), também indicam a existência de alterações nos fluxos de tensão após esses procedimentos.
Os fluxos de tensão de determinada estrutura, quando submetida a carga, estão diretamente relacionados com a deformação que ocorre na estrutura, segundo a seguinte fórmula:
s = e . E.
Nesta fórmula, s corresponde à tensão normal, sendo que os valores positivos referem-se à tração e os valores negativos à compressão, com valores expressos em N/m2; E corresponde ao módulo de elasticidade ou coeficiente de Young, sendo uma característica própria do material, com seus valores expressos também em N/m2; e corresponde à deformação superficial com valores expressos em m/m.
O osso por não ser uma estrutura homogênea, apresenta grande variabilidade, conforme a região estudada, nos valores do módulo de elasticidade (E). No nosso estudo, podemos considerar que não houve variação nos valores do módulo de elasticidade do osso, por estarmos fazendo comparações com o joelho íntegro e após a colocação das próteses sempre no mesmo ponto do osso. Portanto, as microdeformações superficiais (e) observadas em determinado ponto do osso, quando da aplicação da carga, correspondem diretamente ao valor da tensão superficial (s) daquele ponto.
Para o nosso estudo não fizemos restrições à idade dos cadáveres porque essa comparação não foi feita entre os valores absolutos observados nos joelhos com os dois tipos de próteses, mas entre as diferenças dos valores observados com o joelho íntegro e após a colocação de cada tipo de prótese.
A criação do dispositivo mecânico teve como intuito promover a adaptação adequada das peças anatômicas à máquina de ensaios mecânicos. A fixação das peças anatômicas ao dispositivo com cimento acrílico, promoveu uma melhor congruência entre as peças e o dispositivo mecânico, homogeneizando as tensões na região da fixação, diminuindo a interferência da fixação nos resultados.
A retirada do aparelho extensor do joelho para a realização dos testes de carga teve o objetivo de facilitar a colocação das próteses nas peças anatômicas sem danificar os extensômetros. Esse procedimento pode ser realizado, sem comprometimento dos resultados, porque a extensão completa do joelho é mantida pela tensão da cápsula posterior e dos ligamentos, sem qualquer participação do aparelho extensor(2).
Procuramos localizar os extensômetros em todas as faces do terço distal do fêmur e proximal da tíbia. Escolhemos, também, pontos próximos à inserção da cápsula articular do joelho, pois quanto mais longe dos pontos de fixação da peça, mais susceptível a deformações estará a estrutura.
Como não comparamos os valores absolutos observados após a colocação das próteses totais e unicompartimentais em cada par de joelho, mas comparamos as diferenças entre os valores observados com o joelho íntegro e após a colocação das próteses totais e unicompartimentais, pequenas diferenças de localização dos pontos estudados não interferiram no resultado.
Em relação à prótese total, optamos pelo tipo que preserva o ligamento cruzado posterior por ser a mais freqüentemente utilizada e por alterar menos o estoque ósseo da porção distal do fêmur, diferenciando-se menos da prótese unicompartimental do que a prótese total que substitui o ligamento cruzado posterior. Com a escolha deste tipo de prótese total introduzimos menos variáveis para a nossa comparação.
A colocação da prótese unicompartimental no compartimento medial se deu porque esse é o compartimento mais freqüentemente comprometido na artrose do joelho.
A opção pelo guia intramedular para a realização dos cortes femorais e colocação do componente femoral nos dois tipos de próteses, se deu por não podermos utilizar a cabeça femoral como parâmetro de orientação do guia extramedular. Para a confecção dos cortes tibiais, utilizamos o guia extramedular e o eixo da tíbia foi utilizado como parâmetro de orientação desse guia.
Utilizamos, nesse estudo, próteses cimentadas por ser o tipo mais freqüentemente empregada e por promover uma fixação inicial mais estável que as próteses sem cimento(14,27). Esta fixação inicial mais estável torna os resultados do experimento mais confiáveis.
Tanto nas próteses unicompartimentais como nas totais, padronizamos a utilização do ângulo 7º para a correção do valgismo entre o eixo mecânico do membro inferior e o eixo anatômico do fêmur, por ser o ângulo normal(7).
Quanto ao ensaio de compressão optamos por realizar as leituras das deformações com a carga estabilizada em 343,35 N (35 kgf) o que corresponderia ao apoio bipodálico de um indivíduo de 70 kg.
A carga foi aplicada em extensão porque, de acordo com Hilding et al.(5), nessa situação, simula-se as forças que atravessam o joelho durante a marcha.
Em relação à comparação dos valores observados nos joelhos direitos e esquerdos íntegros (Tabela 5), o estudo estatístico revelou não haver diferenças entre os dois grupos. Portanto, o fato de todas as próteses unicompartimentais serem colocadas nos joelhos direitos e todas as próteses totais serem colocadas nos joelhos esquerdos não interferiu no resultado.
Em relação ao fêmur distal, a grande variação das deformações superficiais no ponto 5, fêmur anteromedial, com valores ora de tração ora de compressão e com valores próximos de zero tanto no joelho íntegro, após a colocação dos dois tipos de próteses, sugere que esse ponto estaria localizado próximo a uma zona neutra. Neste local, o osso não estaria sofrendo forças importantes de tração ou compressão. Talvez este achado esteja relacionado com a reabsorção óssea observada por alguns autores na face anterior do fêmur após a artroplastia total do joelho(20,28,29).
Ainda quanto ao fêmur distal, a colocação da prótese total não causou alterações estatisticamente significantes nas microdeformações superficiais quando comparado com o joelho íntegro. Este fato pode ser explicado porque, na prótese total, os dois côndilos femorais são substituídos, o que manteria o padrão da distribuição das deformações superficiais. (Figura 11).
Apesar de os nossos resultados não apresentarem diferenças estatisticamente significantes entre os joelhos íntegros e após a colocação das próteses totais, houve uma diminuição das médias, como nos achados de Tissakht et al.(28) em estudo realizado em computador.
Quanto à prótese unicompartimental, ela alterou o padrão das deformações superficiais no fêmur distal. O componente femoral desta prótese, por ser mais rígido e por diminuir a área de contato entre o fêmur e a tíbia, confere maior concentrações de tensões a esse compartimento. No compartimento lateral, as cargas tendem a se dissipar pela presença do menisco lateral, que aumenta a área de contato entre o fêmur e a tíbia e junto com a maior quantidade de osso esponjoso conferem maior viscoelasticidade e acomodação das estruturas. Isso leva a resultante das forças nos côndilos femorais a se deslocar medialmente, aumentando o momento adutor do joelho e gerando uma maior microdeformação superficial em compressão na cortical medial, ponto 1, e em tração na cortical lateral, ponto 3. (Figura 11).
Esse achado é particularmente importante, porque o tipo de prótese unicompartimental utilizado no nosso experimento corrige a diferença entre o eixo anatômico e mecânico do fêmur. Aquelas próteses unicompartimentais, em que não se compensa essa diferença, mantendo-se o varismo do joelho como preconizam Broughton et al.(3), Romagnoli(22), Marmour(16) gerariam tensões ainda maiores no fêmur distal.
A tíbia proximal, por ter uma anatomia e uma arquitetura das trabéculas ósseas distinta do fêmur distal, apresentou uma resposta diferente após a colocação das próteses. Em ambos os tipos de próteses houve um aumento significativo da compressão apenas na cortical posteromedial. Esse fato pode ser explicado porque a maior parte da carga da tíbia proximal passa pela porção medial segundo Burnstein(4) e a substituição de todo o planalto tibial ou apenas do côndilo medial provocou alterações semelhantes nas tensões superficiais na tíbia proximal.
A esclerose óssea sob o componente tibial das próteses unicompartimentais observadas por Romagnoli(22) corroboram com esses achados. Outra evidência são as falhas das artroplastias unicompartimentais por afundamento do componente tibial da prótese(8,12,17,23).
As vantagens teóricas da prótese unicompartimental, como menor agressão cirúrgica, manutenção dos ligamentos cruzados e restabelecimento da tensão dos ligamentos colaterais, preservando, portanto, a biomecânica normal do joelho, não são traduzidas em resultados tão animadores na prática clínica(19).. Esses índices de resultados satisfatórios inferiores aos da artroplastia total Martucci et al.(18) e Scott(25) poderiam ser explicados pelo aumento das tensões no fêmur distal. O aumento das tensões no fêmur distal fazem com que a resultante das forças que passam pelo joelho se desloquem medialmente, concentrando ainda mais essas forças no compartimento femorotibial medial (Figura 11). Como o componente tibial da prótese unicompartimental apoia-se nas corticais medial, posteromedial e anteromedial, enquanto que a sua borda lateral apoia-se em osso esponjoso, o aumento das tensões no compartimento medial e a falta de apoio da borda lateral da prótese poderiam ocasionar o afundamento do seu componente tibial, comprometendo os seus resultados. O mesmo não ocorre com a prótese total, porque além de gerar menos tensões no terço distal do fêmur, ela apoia o seu componente tibial em todo o perímetro da cortical tibial e, possui também, a haste intramedular agindo com transmissor de carga(30).
Os melhores resultados observados nas artroplastias unicompartimentais realizadas no compartimento lateral em relação ao medial por Insall e Walker(9), Laskin(13) e Insall e Aglietti(8), sugerem que essas próteses, quando colocadas em locais onde existe menor transmissão de força, apresentam melhor evolução.
Nosso trabalho sugere que os novos desenhos de próteses unicompartimentais deveriam ser desenvolvidos levando-se em consideração esse aumento das tensões no compartimento medial do joelho e abre perspectiva de novos estudos para avaliar as alterações das deformações superficiais por próteses totais com substituição do ligamento cruzado posterior ou pela presença das hastes intramedulares femorais e tibiais.
1. A prótese total do joelho mantém o padrão de distribuição das cargas no terço distal do fêmur.
2. A prótese unicompartimental, quando colocada no compartimento medial do joelho, aumenta as tensões de compressão na cortical medial do fêmur distal e as tensões de tração na cortical lateral do fêmur distal.
3. Os componentes tibiais (parcial medial e total) aumentam, da mesma forma, as tensões de compressão na cortical póstero-medial da tíbia.
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Trabalho recebido em 21/08/2002
Trabalho realizado no Instituto de Ortopedia e Traumatologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo