Biomechanical Evidence on Anterior Cruciate Ligament Reconstruction

António Completo; José Carlos Noronha; Carlos Oliveira; Fernando Fonseca

doi:10.1016/j.rbo.2017.11.008

. 2019 Apr 17;54(2):190–197. doi: 10.1016/j.rbo.2017.11.008

Biomechanical Evidence on Anterior Cruciate Ligament Reconstruction ^{^*}

António Completo ¹, José Carlos Noronha ², Carlos Oliveira ¹, Fernando Fonseca ^3,^4,^✉

PMCID: PMC6529322 PMID: 31363266

Abstract

Objective Anterior cruciate ligament (ACL) reconstruction is recommended in athletes with high physical demands. Several techniques are used in reconstruction; however, the most relevant question still is the best biomechanical positioning for the graft. The present study aimed to analyze the biomechanical effect of the position of bone tunnels on load distribution and joint kinetics, as well as the medium-term functional outcomes after ACL reconstruction.

Methods A biomechanical study using a finite element model of the original knee (without anterior cruciate ligament rupture) and reconstruction of the ACL (neoACL) was performed in four combinations of bone tunnel positions (central femoral-central tibial, anterior femoral-central tibial, posterosuperior femoral-anterior tibial, and central femoral-anterior tibial) using the same type of graft. Each neo-ACL model was compared with the original knee model regarding cartilaginous contact pressure, femoral and meniscal rotation and translation, and ligamentous deformation.

Results No neo-ACL model was able to fully replicate the original knee model. When the femoral tunnel was posteriorly positioned, cartilage pressures were 25% lower, and the mobility of the meniscus was 12 to 30% higher compared with the original knee model. When the femoral tunnel was in the anterior position, internal rotation was 50% lower than in the original knee model.

Conclusion Results show that the femoral tunnel farther from the central position appears to be more suitable for a distinct behavior regarding the intact joint. The most anterior position increases rotational instability.

Keywords: rupture, anterior cruciate ligament reconstruction, anterior cruciate ligament

Introduction

Anterior cruciate ligament (ACL) lesions are very frequent in sports (70%) ¹ However, the medium and long-term success of the reconstruction of the ACL (neoACL) is directly related to the alignment/positioning of the bony tunnels, as well as to the tension of the ligament graft. The positioning of the bony tunnels is critical to knee kinetics and biomechanics, ² and it influences surgical outcomes. Finite elements models simulate knee biomechanical characteristics both at the ligament level and at the cartilage level; moreover, these models allow the calculation of the different tensions generated either without ACL rupture or with ligament reconstruction. In the present study, neoACL was simulated based on finite element models. The ligament was replaced by four bone-tendon-bone (BTB) grafts. ³ The positioning of the bone tunnels was reproduced from the cadaveric study developed by one of the authors of the present paper (JCN), which simulated several positional possibilities, always with the same type of reconstruction, and compared them with the original model. Some biomechanical conditions, cartilaginous contact pressures, femoral posterior translation and rotation, meniscal translation, and maximum ligamentous main strains (tension) generated by the various positions could be calculated, allowing us to predict the medium and long-term risks incurred by an operated knee.

Materials and Methods

The original knee model was developed in a computer from the 3D Open-Knee Model, which was prepared from magnetic resonance imaging (MRI) of the left knee of a 77-year-old cadaver ⁴ ⁵ and consisted of distal femur, proximal tibia, cartilage, intact menisci, collateral ligaments, cruciate ligaments, and proximal fibula ( Fig. 1 ). The tibial slope was 5° posterior.

Fig. 1 — Geometric model of the intact knee (Open Knee Model).

Meanwhile, four geometric models with neoACL were developed based on the studies of Noronha. ⁵ These four models were prepared with the CATiA CAD software (Dassault Systèmes, Vélizy-Villacoublay, France) by replacing the ACL with a BTB graft with a cross-section equivalent to the intact ligament. Since the different positions of the tibia and femur tunnels reproduced those described in the experimental cadaveric work from Noronha, ⁵ which were the positions closest to the original ACL isometry, the same nomenclature was used ( Fig. 2 ). Acronyms FC and TC represent the central-natural ACL positions in the femur (FC) and in the tibia (TC), respectively; acronyms FA and TA represent the most anterior tunnels with respect to the central-natural positions of the femur (FA) and of the tibia (TA), respectively; acronym FPS represents a femoral tunnel in posterosuperior position (FPS), and acronym TAI represents a tibial tunnel in the anterointernal position (TAI). Based on the different positions of the tibial and femoral tunnels, four combinations of neoACL were analyzed: FC-TC, FA-TC, FC-TA, and FPS-TAI ( Fig. 2 ). The different geometries of each model were imported to the Abaqus software, version 6.13 (Dassault Systèmes, Vélizy-Villacoublay, France), in which the finite element mesh was generated ( Fig. 3 ) and simulations were made. The type of element, the number of elements and the number of knots at each structure from the different joint models are shown in Table 1 . Although all of the materials from the different joint structures present a viscoelastic behavior, the short time of articular load application during knee flexion (t = 1 second) approximates their behavior to linear elastic ⁶ with elastic moduli (E) and Poisson ratio (í), ⁷ ⁸ ⁹ ¹⁰ ¹¹ ¹² detailed in Table 2 . The interaction-attachment conditions between the different joint structures attempted to approach the physiological condition, considering that the tibia and the femur are solidary in the neoACL models reconstructed with BTB grafts. Interactions between bone surfaces and ligamentous and cartilaginous attachment zones were modeled as rigid connections. The remaining interactions between the different structures were modeled with frictionless contact. ⁶ The fixation of the meniscal horns was modeled with 10 springs (350 N/mm) per horn ( Fig. 3 ). Numerical models, forces, and moments developed in the knee during a 75 kg-person gait cycle were applied to the models. ¹³ ¹⁴ The joint flexion resulted only from the application of forces and momentum in the femur, since the fibula and the tibia were fixed in the distal zone ( Fig. 3 ). The tibial-femur joint force (Fy), the patellofemoral anteroposterior joint force (Fx), and an abduction-adduction momentum at the frontal plane (Mx) were applied to the femur ( Fig. 3 ). The evolution of the Fy and Fx forces and of the Mx in the joint during flexion, lasting 1 second, are shown in Table 3 . ¹³ ¹⁴ A test was performed up to a flexion angle of 100°, higher than the 60° normally developed in the gait cycle. The parameters analyzed were contact pressure in the cartilage; femoral translation and rotations; meniscal translations at AL, PL, AM and PM ( Fig. 3 ); and maximum main deformations (traction) in the ligaments and in the neoACL.

Fig. 2 — Position of the bone tunnels in the analyzed tibia and femur. FC-TC, central femur and tibia; FA-TC, anterior femur and central tibia; FC-TA, central femur and anterior tibia; FPS-TAI, posterior-superior femur and anterior-internal tibia.

Fig. 3 — A, Finite element model of the knee (posterior view); B, Schematic representation of the forces and momentum applied to the joint; C, Location of the points AL, PL, AM, PM in which menisci displacements were measured.

Table 1. Element type, elements number, and knots in each numeric model structure.

Structure	Element type	Elements number	Knots number
Femur	S3R	40,628	20,316
Tibia	S3R	25,130	12,567
Fibula	S3R	1,528	766
Menisci	C3D4	25,573	5,952
Tibial cartilage	C3D10M	13,992	24,782
Femoral cartilage	C3D10M	24,094	6,405
ACL	C3D4	1,601	510
PCL	C3D4	2,381	721
MCL	C3D4	3,847	1,165
LCL	C3D4	2,453	774
NeoACL FC-TC	C3D4	6,139	1,420
NeoACL FC-TA	C3D4	5,633	1,357
NeoACL FA-TC	C3D4	3,020	734
NeoACL FPS-TAI	C3D4	5,496	1,374

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Abbreviations: ACL, anterior cruciate ligament; FA-TC, anterior femur and central tibia; FC-TA, central femur and anterior tibia; FC-TC, central femur and tibia; FPS-TAI, posterior-superior femur and anterior-internal tibia; LCL, lateral collateral ligament; MCL, medial collateral ligament; PCL, posterior cruciate ligament.

Table 2. Mechanical properties of the numeric model materials.

Material	Reference	Young modulus (MPa)	Poisson ratio
Bone	[7]	17,000	0.36
Cartilage	[6]	15	0.45
Meniscus	[8]	59	0.45
ACL	[9]	280	0.42
PCL	[10]	300	0.42
MCL	[11]	372	0.42
LCL	[10]	332	0.42
NeoACL	[12]	320	0.42

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Abbreviations: ACL, anterior cruciate ligament; LCL, lateral collateral ligament; MCL, medial collateral ligament; PCL, posterior cruciate ligament.

Table 3. Forces and momentum applied to the joint during flexion (t = 1 s).

Flexion angle	Fy (N)	Fx (N)	Mx (Nm)
0°	0	0	0
10°	950	300	7.5
20°	1,520	480	15
30°	1,330	420	10.5
40°	1,520	480	12
50°	1,900	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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Abbreviations: Fx, patellofemoral anteroposterior joint force; Fy, Tibial-femur joint force; Mx, momentum.

Results

Maximum contact pressures in the femoral and tibial cartilages are presented in Fig. 4 for the intact model (without neoACL) and for the neoACL models in flexion of up to 60° (gait cycle). The highest value of contact pressure occurred in the intact model in the medial tibial cartilage (12 MPa). The neoACL FPS-TAI model was the most different from the mean pressure values of the intact model, while the remaining neoACL models presented values 25% lower than the intact model. Maximum femoral rotations in the transverse (internal rotation) and frontal planes are shown in Fig. 5 . The FA-CT model was the one with the lowest rotational values in both planes, with a mean value 50% lower than the other models for the flexion of up to 60°. The 70° to 100° flexion interval presented nominal values of maximum rotation in the inverse direction to the other models. Regarding the posterior translation of the femur (rollback) in flexion of up to 60° ( Fig. 6A ), all of the analyzed models presented similar values, ∼ 16 mm. The movements in the anterior (AL and AM) and posterior (PL and PM) points of the meniscus ( Fig. 6B ) presented different values among the analyzed models. The neoACL FA-CT model presented the lowest values of posterior translation, with a value 30% lower than the intact model. The neoACL FPS-TAI model presented the highest values, with translational values 12 and 30% higher than the intact model. The deformations in the different joint ligaments are presented in Fig. 7 . In flexion of up to 60° (gait cycle), the posterior and anterior cruciate ligaments presented more distinct behaviors among the neoACL models. In the posterior cruciate ligament, the FA-CT model presented 40% lower deformation values than the intact model, while the neoACL FC-TC and FPS-TAI models presented 30% higher values. In the anterior cruciate ligament, the neoACL FA-CT model showed a deformation value 100% higher than the intact model, while the FPS-TAI model presented a 30% lower value. In the flexural complement between 70° and 100°, the neoACL FA-CT model showed deformation values 2 to 3 times higher than the intact model, whereas the FPS-TAI model showed 3 times lower deformation values.

Fig. 5 — Maximal femoral rotations in cross-sectional and frontal planes during a movement in flexion up to 60 ^o

Fig. 6 — A, Posterior femoral translation in up to 60 ^o flexion; B, Posterior meniscal translation at points AM, PM, AL and PL (Fig. 3) in up to 60 ^o flexion

Fig. 7 — Maximal main deformity (tension) on knee ligaments and neoACL in up to 60 ^o and 70 ^o to 100 ^o flexion

Discussion

We have decided to consider only knees with intact meniscus, normal cartilage, mechanical axis of 180° and tibial inclination of 5°, and only kinematics variations and joint pressures introduced by the different bone tunnels were studied. The introduction of more variables would increase noise and difficult the interpretation of our objectives. The cartilage contact pressure gradients exhibited by the intact model (natural ACL) closely follow the normal asymmetrical load distribution on the natural knee, resulting in contact pressures in the upper medial tibial cartilage of about between 30 and 40% of those observed on the flexural lateral side during the gait cycle. ¹⁴ ¹⁵ Similarly, the kinematic results of the intact model regarding femoral rotations and posterior translation (rollback), as well as the posterior meniscal movements during flexion, were in the same range obtained in the natural knee. ² ¹⁶ ¹⁷ ¹⁸ This ability of the intact model to approximate the behavior of the natural knee in terms of load distribution and of femoral and meniscal kinematics during flexion shows its validity for the comparative study of neoACL , which was the main object of the present study. In the comparison of the contact pressure in the tibial cartilage of the different models with neoACL, all of the models presented peak values within the physiological range, between 8.2 and 12 MPa. ¹⁵ However, the FPS-TAI model was the most distant from the behavior of the intact model and from the normal load distribution in the joint, since it presented higher pressure values in the lateral tibial cartilage than in the medial one. Apparently, the combination of the posterosuperior femoral tunnel with an anterointernal tibial tunnel alters the load distribution in the joint in a more significant way. Regarding the maximum femoral rotations, the FA-CT reconstruction model, with a more anterior femoral tunnel and a central-natural positioned tibial tunnel, showed the lowest values of femoral rotation in the transverse plane (internal rotation) and in the frontal plane rotation in up to 60° flexion, with values 40% lower than the intact model and other neoACL models. This same FA-CT model presented peak rotational values in the opposite direction to the other models at 70° to 100° flexion, indicating that the most anterior position of the femoral tunnel (FA) changes more significantly the femoral rotational kinematics in this range of joint flexion. Regarding posterior femur translation during flexion, all of the neoACL reconstruction models presented values identical to the intact model; apparently, the different locations of femoral and tibial tunnels did not alter the femoral rollback effect in the range of flexion of the gait cycle. Regarding the movement of the menisci in their anterior and posterior regions, the neoACL reconstruction models that presented values more distinct from the intact model were the FPS-TAI, which showed a tendency for a greater posterior displacement of both menisci, and the FA-TC, which exhibited the smallest displacement of the menisci of all of the analyzed models. In this case, the removal of the tunnels from their natural central positions in the femur, either anteriorly (AF) or posteriorly (FPS), appears to have the greatest influence on meniscal mobility. As for the state of deformation of the ligament and neoACL traction, in up to 60° flexion (gait cycle), it was verified that the models FA-TC and FPS-TAI presented the most different values of deformation compared with the intact model, especially in the cruciate ligaments. The model with the most anterior femoral tunnel, FA-CT, showed the lowest deformation in the posterior cruciate ligament. On the other hand, the femoral tunnel model in the most posterior position, FPS-TAI, showed the lowest deformation value in the neoACL between all of the analyzed models, whereas the model with the most anterior femoral tunnel, FA-CT, presented the highest deformation values, two times higher than in the intact model. This confirms that the positioning of bone tunnels during neoACL affects both the load distribution at the joint and the kinematics of its structures. The neoACL models closer to the structural and kinematic behavior of the intact model were those with more central-natural positioned femoral tunnels, namely FC-CT and FC-TA. Both models with femoral tunnel farthest from the center, either in the anterior direction, FA-CT, or in the posterior direction, FPS-TAI, presented the most distinct behaviors from the intact model for most of the analyzed parameters.

In agreement with the literature reports, ¹⁹ the positioning of the femoral tunnel is important for joint mobility and the clinical outcome. However, we know that after neoACL, there is still the possibility of developing arthrosis, even without meniscectomy associated with the procedure. In the long-term, which corresponds to 10 years, this development is associated with loss of full extension and joint mobility. ²⁰ In 20 years of follow-up, the described risk factors for developing arthrosis were loss of full extension, meniscectomy (medial or lateral), cartilage disease, and aging of the patient. ²¹ The present study shows that after neoACL, there is no return to the biomechanical state prior to the rupture of the ACL and, that by positioning the femoral tunnel more posteriorly, the surgeon contributes to a change in the load exerted at the cartilage level of about 25% compared with the knee without rupture of the ACL; in the medium/long-term, this can lead to degenerative cartilage changes. These experimental data compel us to reflect and try to find a femoral tunnel position that does not significantly change cartilage pressures, but that allows good knee stability after neoACL.

There are limitations associated with the present study. One of them is related to the simplification of the load state in the joint. However, the most preponderant joint forces during the gait cycle were considered. In addition, the viscoelastic behavior of different structures was not considered. Nevertheless, due to the short time of force application (t = 1 second), it is reasonable to consider an elastic behavior of these structures. Moreover, all of the structures were considered homogeneous, a situation different from the real one. However, due to the comparative nature of the present study, in which only the positioning of the bone tunnels was distinct between the models, it is assumed that this simplification does not alter the relative outcomes from different models.

Conclusion

The present study illustrates that the structural and kinetic behavior of the knee joint structures with neoACL varies according to the positioning of the bone tunnels. The best position seems to be central, that is, anatomical. The location of the femoral tunnel farthest from the central-neutral position is more predisposing to an unbalanced structural and kinematic behavior with altered cartilage load, and it may be the cause of the development of arthrosis in the long term.

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).

Acknowledgments

The present study was funded by Programa Compete, through projects POCI-01-0145-FEDER-016574, PTDC/EMS-TEC/3263/2014, and project 3599 - PPCDT, shared by the European Community Fund (FEDER).

Conflitos de interesse Os autores declaram não haver conflitos de interesse.

Trabalho desenvolvido no Departamento de Engenharia Mecânica, Universidade de Aveiro, Aveiro, Portugal. Publicado originalmente por Elsevier Ltda.

Work developed at the Departamento de Engenharia Mecânica of the, Universidade de Aveiro, Aveiro, Portugal.

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Rev Bras Ortop (Sao Paulo). 2019 Apr 17;54(2):190–197. [Article in Portuguese]

Análise biomecânica da reconstrução do ligamento cruzado anterior ^{^*}

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.

Palavras-Chave: ruptura, reconstrução do ligamento cruzado anterior, ligamento cruzado anterior

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.

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.

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.

Tabela 1. Tipo de elemento, número de elementos e nós em cada estrutura do modelo numérico.

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

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Tabela 2. Propriedades mecânicas dos materiais dos modelos numéricos.

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

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Tabela 3. Forças e momento aplicados à articulação durante o movimento de flexão (t = 1 s).

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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^a Tese de doutorado em Ciências Médicas apresentada ao Instituto de Ciências Biomédicas Abel Salazar da Universidade do Porto.

^b Slope na literatura inglesa e pente na literatura francesa.

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.

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.

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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PERMALINK

Biomechanical Evidence on Anterior Cruciate Ligament Reconstruction *

António Completo

José Carlos Noronha

Carlos Oliveira

Fernando Fonseca

Abstract

Introduction

Materials and Methods

Fig. 1.

Fig. 2.

Fig. 3.

Table 1. Element type, elements number, and knots in each numeric model structure.

Table 2. Mechanical properties of the numeric model materials.

Table 3. Forces and momentum applied to the joint during flexion (t = 1 s).

Results

Fig. 4.

Fig. 5.

Fig. 6.

Fig. 7.

Discussion

Conclusion

Agradecimentos

Acknowledgments

References

Análise biomecânica da reconstrução do ligamento cruzado anterior *

Resumo

Introdução

Materiais e métodos

Fig. 1.

Fig. 2.

Fig. 3.

Tabela 1. Tipo de elemento, número de elementos e nós em cada estrutura do modelo numérico.

Tabela 2. Propriedades mecânicas dos materiais dos modelos numéricos.

Tabela 3. Forças e momento aplicados à articulação durante o movimento de flexão (t = 1 s).

Resultados

Fig. 4.

Fig. 5.

Fig. 6.

Fig. 7.

Discussão

Conclusão

ACTIONS

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Biomechanical Evidence on Anterior Cruciate Ligament Reconstruction ^{^*}

Análise biomecânica da reconstrução do ligamento cruzado anterior ^{^*}