Palavras-chave artroplastia de quadril - prótese de quadril - análise de elementos finitos - análise
de falha de equipamento
Introdução
A artroplastia total de quadril (ATQ) é uma das cirurgias mais bem-sucedidas da atualidade,
com excelentes resultados a longo prazo. No entanto, o sucesso do procedimento depende
de diversos fatores - indicação cirúrgica correta, planejamento adequado e técnica
operatória efetiva.[1 ]
As cargas cíclicas impostas sobre o quadril durante as mais diversas atividades são
extremamente elevadas.[2 ] A articulação protética deve estar preparada para suportar tais cargas de tensão
resistindo à deformação imposta. Cabe ao cirurgião ortopédico reconstruir da forma
mais adequada possível a biomecânica do quadril na artroplastia, restaurando momento
da força de força muscular garantindo sobrevida a longo prazo do implante. Neste cenário,
o correto posicionamento dos componentes protéticos é parte fundamental na transferência
harmônica das cargas no quadril e no bom funcionamento mecânico da articulação.[3 ]
No ambiente experimental, a fim de determinar as propriedades de resistência à fadiga
de uma haste femoral protética, são realizados ensaios físicos pré-clínicos, tais
como os preconizados pelas normativas International Organization for Standardization
(ISO) 7206–4 e ISO 7206–6 ([Figura 1 ]).[4 ]
[5 ] A resistência do material é avaliada pelo comportamento da curva tensão-deformação,
sendo que, nos ensaios convencionais aumenta-se a carga até a ruptura do material.
No método de elementos finitos (MEF), uma simulação computacional do comportamento
do implante frente às cargas cíclicas é realizada baseada em testes físicos simplificados
e nas propriedades físico-químicas previamente conhecidas do material, diminuindo
o tempo de execução e o custo em relação às simulações biomecânicas tradicionais.[6 ]
Fig. 1 Ensaio mecânico ISO 7206–4. Fonte: Imagem de ISO 7206–4, 2010.
Os ensaios biomecânicos habituais das hastes femorais preconizam o aumento progressivo
das cargas cíclicas com o componente femoral em posição angular fixa.[7 ]
[8 ] Assim, os testes desprezam o comportamento das hastes femorais implantadas em varo
ou valgo, antecurvo ou recurvo, situações frequentemente observadas na prática clínica
e que podem influenciar de forma determinante na sobrevida do implante a longo prazo.
Assim, o objetivo do presente estudo é avaliar, pelo MEF, a influência da variabilidade
do posicionamento angular de uma haste femoral protética sobre a tensão e a deformação
no implante.
Material e métodos
Inicialmente, foi realizado ensaio físico da haste femoral protética (Taper – Víncula,
Rio Claro, SP, Brazil) ([Figura 2 ]), em posição angular fixa conforme as normas ISO 7206–4 ([Figura 1 ]) e ISO 7206–6.[4 ]
[5 ] Esta haste é de desenho anatômico, em tripla-cunha em titânio, de método de fixação
não cimentado e porosidades proximais para osteointegração.
Fig. 2 Representação da geometria. Fonte: Acervo do autor.
Baseado nos dados do ensaio biomecânico inicial e nas propriedades físico-químicas
da prótese, partiu-se para a o desenvolvimento do presente estudo. Para a análise,
foi utilizada a plataforma Ansys Workbench 19.1, um portal de engenharia virtual online
(ANSYS, Canonsburg, PA, EUA), utilizando o recurso “solver static strutural” da plataforma associado paralelamente à parametrização dos componentes do vetor da
carga. Esta análise adicional tem o objetivo de propor uma ramificação do ensaio físico
com variação de +/− 5° nos planos coronal e sagital, em relação ao preconizado no
documento normativo da ISO.
As características do material inseridas na plataforma foram obtidas na norma ASTM F136 - Standard Specification for Wrought Titanium-6Aluminum-4Vanadium ELI (Extra
Low Interstitial) Alloy for Surgical Implant Applications (ASTM F136, 2013)[9 ] ([Tabela 1 ]). O módulo de elasticidade deste material é aproximadamente 110 Gpa; no entanto,
a resistência a cisalhamento deste material é relativamente baixa. As propriedades
físicas da liga de titânio são: tensão de ruptura de 780 a 1.050 GPa, densidade de
4,4 g/cm3 e coeficiente de Poisson de 0,34.[10 ] Adotou-se, para efeito de análise computacional, o comportamento do material sob
cargas como perfeitamente plástico ([Figura 3 ]).
Fig. 3 Propriedades do material. Fonte: Acervo do autor.
Tabela 1
Propriedades
Forjado (F136)
Tensão de ruptura [MPa]
860
Tensão de escoamento [MPa]
795
Alongamento [%]
10
Redução de área [%]
20
Condições de contorno (carregamento e restrições de movimento)
O teste foi realizado seguindo a proposta descrita na norma ISO 7206–6,[5 ] porém com restrição de movimento na prótese durante a aplicação de cargas, condição
conhecida como “bonded” ([Figura 4 ]). Com a intenção de eliminar concentradores de tensão na região de interesse principal
do estudo (transição colo-corpo), o engastamento foi realizado 10 mm abaixo da proposta
descrita pela norma técnica. Para o carregamento, foi aplicado um vetor no cone, onde
habitualmente é realizado o acoplamento com a cabeça femoral, simulando o centro de
rotação do sistema ([Figura 4 ]).
Fig. 4 Condições de contorno. Fonte: Acervo do autor.
A variação dos componentes da carga foi calculada através da decomposição do vetor
de carga ([Figura 5 ]). O posicionamento padrão da haste femoral conforme norma técnica citada acima foi
de ângulos α = 10° e β = 9° e a força aplicada de 5.340 N. Testes computacionais subsequentes
foram realizados com aplicação da mesma força nas diferentes combinações de ângulos
α e β +/− 5°, conforme demonstrado na [Tabela 2 ].
Tabela 2
α°
β°
Comp X [N]
Comp Y [N]
Comp Z [N]
10
9
915,86
5.258,87
145,06
10
4
925,02
5.258,87
64,68
10
14
899,74
5.258,87
224,33
5
9
459,68
5.319,68
72,81
5
4
464,28
5.319,68
32,47
5
14
451,59
5.319,68
112,59
15
9
1.365,08
5.158,04
216,21
15
4
1.378,73
5.158,04
96,41
15
14
1.341,04
5.158,04
334,36
Fig. 5 Componentes da força. Fonte: Acervo do autor.
Modelo de elementos finitos (malha)
Para a construção da malha a ser interpretada pelo sistema, utilizamos o elemento
sólido tetraédrico parabólico com tamanho médio de 3 mm preenchendo a região do corpo
da prótese. Para o bloco cone-colo, um elemento hexaédrico dominante com tamanho médio
de 2 mm ([Figura 6 ]).
Fig. 6 Modelo de elementos finitos (Malha). Fonte: Acervo do autor.
Para a escolha da área da haste para o teste de tensão x deformação, avaliamos a tensão
equivalente em 6 regiões distintas da prótese, escolhida então a área de maior tensão
equivalente (transição colo-corpo - ponto de acoplamento do introdutor da haste),
conforme demonstrado na [Tabela 3 ] e na [Figura 7 ].
Fig. 7 Região de maior concentração de tensão Fonte: Acervo do autor.
Tabela 3
Região de preenchimento tetraédrico (mm)
Região de interesse hexaédrico (mm)
Números de nós/elementos
Tensão equivalente (MPa)
5 mm
4 mm
5.155/1.818
276,93
5 mm
3 mm
7.439/2.572
275,56
5 mm
2,5 mm
9.880/3.318
278
4 mm
2 mm
14.913/4.816
284,72
3 mm
2 mm
15.451/5.078
283,92
2 mm
1,5 mm
28.908/9.508
328,67
Análise estatística
Análise estatística realizada com softwares Excel Office 2010 (Microsoft Corp., Redmond,
WA, EUA) e SPSS V20 (IBM Corp., Armonk, NY, EUA). As comparações entre as variáveis
foram realizadas por meio do teste t de Student, após verificação da normalidade e
da variância dos dados. O valor de p utilizado como significativo foi de 0,05 e o intervalo de confiança de 95%.
Resultados
A [Tabela 4 ] descreve resultados observados de tensão e deformação na região de transição colo
corpo da haste nos diferentes posicionamentos.
Tabela 4
α°
β°
Tensão equivalente (MPa)
Tensão principal (MPa)
Deformação (mm/mm)
10
9
291,69
283,92
0,00142
10
4
284,63
277,33
0,00139
10
14
299,15
290,93
0,00146
5
9
322,26
316,07
0,00158
5
4
318,72
312,77
0,00157
5
14
326,01
319,59
0,00160
15
9
258,88
254,53
0,00125
15
4
248,37
247,11
0,00120
15
14
270,01
262,53
0,00130
A análise estatística foi separada em 3 cenários:
1) comparação da deformação do teste na posição padrão (α = 10° e β = 9°) variando
apenas o ângulo α (5° e 15°)
2) comparação da deformação do teste na posição padrão (α = 10° e β = 9°) variando
apenas o ângulo β (4° e 14°)
3) comparação da deformação do teste na posição padrão variando os ângulos α e β (α
de 5° e 15° e β de 4° e 14°)
Nos cenários 1 e 3, houve significância estatística (p = 0,027 e 0,021, respectivamente). Já com a variação apenas do ângulo β, não houve
variação significativa na deformação da prótese (p = 0,128).
A posição da haste com maior deformação no implante foi com α = 5° e β = 14° (p = 0,032).
Nenhuma das solicitações mecânicas testadas levaram o material a falha, pois os valores
sobre a resposta não ultrapassaram os valores de escoamento do material.
Discussão
O presente estudo de forma inédita avaliou pelo MEF o efeito da variabilidade de posicionamento
do componente femoral sobre a deformação no implante. Os principais achados foram
que a variação de +/− 5° no plano coronal ou a associação de +/− 5° na angulação no
plano coronal e sagital da prótese femoral em teste computacional por MEF apresentaram
aumento significativo na deformação do implante.
Goel e Nyman,[11 ] em 2016, citaram o potencial do uso do MEF para análise da biomecânica das articulações
do corpo humano. Já em 2019, Akrami et al.[12 ] descreveram a utilização do MEF para análise da biomecânica do quadril em um estudo
baseado nas imagens de ressonância magnética de uma voluntária de 20 anos de idade
sem lesões nesta articulação. Esta pesquisa permitiu verificar as propriedades mecânicas
da cartilagem, do osso esponjoso e do osso cortical do acetábulo e do fêmur proximal,
bem como sua resposta frente a simulações de carga.
Quanto às artroplastias do quadril, Reimeringer e Nuño,[13 ] em 2016, estudaram pelo MEF o comportamento do componente femoral não cimentado
no canal femoral e demonstraram que o contato total da prótese com o osso hospedeiro
não é necessário para a osteointegração; valores entre 25 e 57% de contato permitiram
boa integração óssea. Bitter et al.,[14 ] em 2017, estudaram o desgaste, pelo MEF, em componentes modulares de ATQ, conseguindo
prever de forma adequada, em relação a ensaios físicos, a taxa esperada de desgaste
anual do sistema protético.
Em 2019, Chethan et al.,[15 ] por meio do MEF, estudaram a estrutura física estática de diversos modelos de hastes
femorais e componentes acetabulares para ATQ e concluíram que os componentes femorais
trapezoidais sofrem menor deformação; já os inserts acetabulares em cerâmica apresentaram melhor propriedade mecânica frente às cargas.
O MEF, como método alternativo aos testes físicos tradicionais nas próteses de quadril,
foi validado no estudo de Delikanli e Kayacan,[16 ] em 2019, no qual compararam o comportamento de uma haste femoral de titânio frente
a cargas num modelo físico e no MEF, com resultados similares.
Portanto, diversos estudos mostram o grande potencial do MEF dentro da ortopedia,
especialmente nos estudos do comportamento das artroplastias frente a diversas simulações
de cargas. O presente estudo reforça, do ponto de vista experimental, a importância
do correto posicionamento do componente femoral na ATQ, de forma a reduzir a deformação
do implante e, possivelmente, aumentar a sobrevida a longo prazo da prótese.
Como limitação, cita-se o fato de ser experimental, servindo apenas como um guia de
conduta aos cirurgiões ortopédicos. Estudos clínicos de longo prazo de seguimento
devem ser realizados, comparando a sobrevida das próteses não cimentadas implantadas
em posição excêntrica àquelas centralizadas no canal femoral.
Como possibilidade para estudo futuro, a partir dos resultados obtidos, cabe o estudo
da vida em fadiga deste componente femoral em tensões elevadas e sua comparação com
a análise pelo MEF.
Conclusão
A variabilidade de posicionamento da haste femoral protética de +/− 5° no plano coronal
e/ou a associação da angulação de +/− 5° nos planos coronal e sagital interferiu de
forma significativa na deformação do implante. Estudos clínicos com seguimento de
longo prazo com próteses femorais de quadril não cimentadas devem ser realizados para
verificar a influência do posicionamento excêntrico das hastes na sobrevida da artroplastia.
