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Arquivo Brasileiro de Medicina Veterinária e Zootecnia

Print version ISSN 0102-0935On-line version ISSN 1678-4162

Arq. Bras. Med. Vet. Zootec. vol.53 no.1 Belo Horizonte Feb. 2001

http://dx.doi.org/10.1590/S0102-09352001000100005 

Propriedades biomecânicas da fáscia lata e do ligamento cruzado cranial de cães

Biomechanical properties of canine fascia lata and cranial cruciate ligament

 

A.P. Brendolan1, C.M.F. Rezende1, M.M. Pereira2

1Escola de Veterinária da UFMG
2Escola de Engenharia da UFMG

 

Recebido para publicação, após modificações, em 29 de setembro de 2000.
E-mail: anapaola@horizontes.net
Endereço para correspondência:
Rua Sagres, 511/201
30480-200 – Belo Horizonte, MG

 

 

RESUMO

Preparações bilaterais do ligamento cruzado cranial e da fáscia lata de 15 cães foram testadas na máquina Instron, modelo 4482. Os animais, de ambos os sexos, idade entre um e quatro anos, pesavam em média 11,80 ± 1,99kg. Os retalhos de fáscia lata foram testados retilíneos e torcidos e o ligamento cruzado cranial foi testado mantendo um ângulo de 135° entre a tíbia e o fêmur e 0°, 15° de rotação externa e 15° de rotação interna da tíbia em relação ao fêmur. A velocidade dos testes de tração foi de 8,47mm por segundo. A força máxima dos retalhos de fáscia lata foi aproximadamente de 290 Newtons, e a tensão máxima, 28 Megapascal. A torção não influenciou na resistência dos retalhos de fáscia lata. A rotação externa e interna da tíbia de 15º também não influenciou na força máxima do ligamento cruzado cranial, que foi aproximadamente de 660 Newtons, nem na tensão máxima, que foi cerca de 75 Megapascal. Os retalhos de fáscia lata apresentaram 44% da força máxima e 37% da tensão máxima do ligamento, no entanto, os retalhos torcidos mostraram maior deformação do que os retalhos retilíneos, alcançando cerca de 70% da deformação do ligamento, sendo essa forma a mais indicada na substituição do ligamento cruzado cranial.

Palavras-Chave: Cão, ligamento cruzado cranial, fáscia lata, tensão, biomecânica

 

ABSTRACT

Bilateral preparations of fascia lata and cranial cruciate ligament from 15 dogs were tested in Instron machine, model 4482. Dogs were from both sexes, between one and four years of age and weighing in average about 11.80 ± 1.99kg. Fascia lata strips were tested straight and twisted and the cranial cruciate ligaments were tested with an angle of 135° between the femur and tibia and 0°, 15° of external tibial rotation and 15° of internal tibial rotation in relation to femur. The traction test velocity was 8.47mm per second. The maximum force of fascia lata strips was of approximately 290 Newtons and the maximum stress, 28 Megapascal. Similar results of strength and stress properties were found for the strips of fascia lata straight and twisted, although twisted strips presented a higher deformation than straight ones. External and internal tibial rotation did not influence the maximum force and maximum stress of the cranial cruciate ligament, that were of about 660 Newtons and 75 Megapascal, respectively. Fascia lata strips reached 44% of ligaments maximum force and 37% of maximum strain, and twisted strips reached 70% of ligaments maximum deformation, deserving straight strips to be recommended for cranial cruciate ligament substitution in dogs.

Keywords: Dog, cranial cruciate ligament, fascia lata, strength, biomechanics

 

 

INTRODUÇÃO

O ligamento cruzado cranial é considerado o estabilizador primário da articulação fêmoro-tibiopatelar e lesões nele são comuns em cães, que resultam em instabilidade articular e alterações degenerativas secundárias (Hulse et al.,1983).

A variedade de tecidos e próteses utilizadas para reconstrução do ligamento cruzado cranial indica que nenhum enxerto tem sido consistentemente bem-sucedido (Clancy et al., 1981). Isso se deve, em parte, à falta de avaliação científica da viabilidade e das propriedades biomecânicas do enxerto antes da substituição, que segundo Noyes et al. (1984) é, entre outros, um fator importante para o sucesso de um substituto biológico.

A resistência do ligamento cruzado cranial vem sendo medida há anos por meio dos mais diversos aparelhos e das mais variadas formas (Ryan & Drompp, 1966; O’Donogue et al., 1966). Nas pesquisas iniciais eram utilizados aparelhos precários, de construção manual para esse fim e os resultados obtidos deixavam muito a desejar quanto à precisão. Com a evolução tecnológica dos aparelhos utilizados para realização de testes de tração, a precisão dos resultados tornou-se cada vez maior, graças à capacidade das máquinas de fornecerem dados precisos a velocidades elevadas dos ensaios de tração. Devido a isso, outras propriedades biomecânicas dos ligamentos puderam ser estudadas em detalhe, inclusive a tensão, propriedade biomecânica importante na seleção de enxertos substitutos do ligamento cruzado cranial (Alm et al., 1974; Noyes et al., 1974; Vasseur et al., 1985).

A fáscia lata autóloga, há muito empregada como substituto do ligamento cruzado, tem se destacado ao longo do tempo como o enxerto mais amplamente utilizado na substituição do ligamento cruzado cranial em cães (Dikinson & Nunamaker, 1977; Pichler et al., 1982; Banks, 1985). Estudos comprovam sua eficiência como substituto do ligamento cruzado cranial, e a prática clínica confirma os resultados experimentais, mas são poucos os trabalhos sobre as propriedades biomecânicas da fáscia lata canina, antes de sua implantação.

O presente estudo objetivou medir e comparar as propriedades biomecânicas da fáscia lata retilínea e torcida e do ligamento cruzado cranial de cães, as quais poderão fornecer dados importantes no prognóstico de substituição do ligamento cruzado cranial por fáscia lata.

 

MATERIAL E MÉTODOS

Os experimentos foram realizados na Escola de Veterinária em parceria com a Escola de Engenharia da Universidade Federal de Minas Gerais.

Foram utilizados 15 cães adultos, sem raça definida, 12 machos e três fêmeas, clinicamente sadios e com pesos entre 8,8 e 15,4kg, cedidos pelo canil da Prefeitura Municipal de Belo Horizonte. Os animais foram distribuídos ao acaso em dois grupos experimentais, um grupo com oito animais e outro com sete. Procedeu-se a eutanásia dos cães com administração intravenosa de tiopental sódico (Thionembutal sódico – Abbot Laboratórios do Brasil Ltda, São Paulo, SP.) em dose suficiente para provocar parada respiratória, seguida de administração intravenosa de cloreto de potássio (Cloreto de Potássio – Ariston Indústrias Químicas e Farmacêuticas Ltda, São Paulo, SP) em dose suficiente para provocar parada cardíaca. Em seguida foram colhidos retalhos de fáscia lata e as articulações fêmoro-tibiopatelares de ambos os membros, para realização de ensaios de tração na máquina Instron modelo 4482 (Instron modelo 4482 – Instron Engineering Corporation, Canton, Massachusetts).

Imediatamente após a eutanásia, foram colhidos retalhos retangulares de fáscia lata esquerda e direita em toda sua extensão, desde o limite com o músculo tensor da fáscia lata até sua inserção na cápsula articular e em toda a largura possível, variando entre 1,5 e 2,0cm. Após retirados, os retalhos de fáscia lata foram limpos, removendo-se o tecido adiposo e subcutâneo aderido e desprezando-se o terço proximal da fáscia lata, sendo em seguida imersos em solução salina 0,9% (Solução fisiológica de cloreto de sódio (isotônica) – Brasmédica S/A Indústrias Farmacêuticas), onde permaneceram até o momento do ensaio de tração.

Após a retirada dos retalhos de fáscia, os membros pélvicos foram dissecados, retirando-se todo o tecido mole, incluindo músculos, tendões, fáscias e ligamentos, permanecendo apenas o ligamento cruzado cranial e os meniscos aderidos somente à tíbia pelos ligamentos cranial tibial do menisco lateral e do menisco medial. A fíbula foi desarticulada da tíbia e a patela foi retirada juntamente com o tendão patelar. O fêmur e a tíbia foram seccionados no terço médio e o conjunto fêmur-ligamento cruzado cranial-tíbia foi imerso em solução salina 0,9%, e fixado com resina acrílica autopolimerizável (Acrílico Autopolimerizante JET – Clássico Indústria Brasileira, São Paulo, SP) a tubos de cloreto de polivinila (Tubo de PVC da marca Tigre – Cia. Hansen Industrial, Joinville, SC) (PVC) (Fig. 1 e 2).

 

 

 

O tubo de PVC com a tíbia foi perfurado a dois centímetros da extremidade distal, onde passava um pino para fixação do tubo à garra da máquina Instron. Durante a preparação, a crista da tíbia foi posicionada exatamente na reta vertical do orifício (Fig. 1). Os ossos fixados em resina foram então parafusados aos tubos de PVC. Após a preparação dos ossos, os retalhos de fáscia lata e os conjuntos fêmur – ligamento cruzado cranial – tíbia foram imediatamente levados à Escola de Engenharia para realização dos testes de tração na máquina Instron (Fig. 3). O tubo contendo o fêmur foi fixado à garra da máquina por pressão, através de encaixes com parafusos. O intervalo entre coleta e realização dos testes variou entre duas e três horas.

 

 

As medidas dos retalhos de fáscia lata e dos ligamentos cruzados craniais foram obtidas com a utilização de um paquímetro digital (Electronic Digital Caliper – Bocchi – Pontoglio (Brescia), Italy) com precisão de 0,005mm. Foram medidas largura (L), espessura (E) e comprimento dos retalhos de fáscia lata. As medidas de largura e espessura dos retalhos de fáscia lata foram obtidas em quatro pontos diferentes ao longo do comprimento considerando-se o valor médio. A área da seção transversal de fáscia lata (ATF) foi calculada pela fórmula ATF = L ´ E

O comprimento do ligamento cruzado cranial foi medido três vezes desde a inserção no fêmur até a inserção na tíbia, e foi considerado o valor médio das medidas. Foram medidos cinco vezes os diâmetros craniocaudal (d1) e mediolateral (d2) do terço médio do ligamento cruzado cranial, calculado o valor médio para cada diâmetro sendo a média considerada o diâmetro do ligamento, admitindo-se a forma cilíndrica. A área transversal (ATL) do ligamento foi calculada pela fórmula ATL = 3,1416 ´ [(d1+d2)/2]²/4

A máquina para testes de materiais Instron, acoplada a um computador para análise de dados analógicos, foi usada para os ensaios de tração do ligamento e dos retalhos de fáscia lata, até a ruptura completa. Os retalhos de fáscia lata e os ligamentos cruzados craniais foram testados à velocidade de 508mm por minuto ou 8,47mm por segundo, que é a maior velocidade de tração permitida pela máquina Instron modelo 4482.

Para os testes de tração dos retalhos de fáscia lata, as extremidades foram envolvidas com esparadrapo (Esparadrapos Cremer S. A. – Indústria Brasileira, Blumenau, SC) e então fixadas pelas garras da máquina Instron. Em ambos os grupos, a fáscia direita foi testada na forma retangular, mantendo-se retilínea e a fáscia esquerda foi testada torcida. Nos retalhos torcidos foi padronizada uma volta e meia.

Após obtidas as medidas da área transversal do ligamento, as unidades fêmur-ligamento cruzado cranial-tíbia foram fixadas em garras confeccionadas especialmente para esse fim. A tíbia localizava-se na máquina na posição vertical e o fêmur foi fixado na máquina em ângulo de 45º em relação à vertical, mantendo uma angulação de 135º entre o fêmur e a tíbia. Essas garras foram acopladas à máquina Instron e foi exercida tração à velocidade de 8,47mm por segundo. Para o teste de tração dos ligamentos foram considerados dois grupos.

No grupo I foi realizada tração do ligamento cruzado cranial direito mantendo 0° de desvio lateral da tíbia em relação ao fêmur e tração do ligamento cruzado cranial esquerdo com rotação externa de 15º da tíbia em relação ao fêmur. O desvio de 15° da tíbia foi obtido tendo como referência um segundo orifício na garra, localizado a 15° do primeiro, que manteve a tíbia em 0° de rotação.

No grupo II foi realizada tração do ligamento cruzado cranial esquerdo com 0° de desvio lateral da tíbia em relação ao fêmur e tração do ligamento cruzado cranial direito com desvio de 15º de rotação interna da tíbia. Essa rotação interna da tíbia foi considerada de forma semelhante ao tratamento do grupo I.

Os resultados foram submetidos à análise de variância pelo pacote computacional SAS (SAS, 1985), e as médias comparadas pelo teste t de Student, segundo Snedecor & Cochran (1967). Os resultados foram considerados estatisticamente diferentes para P<0,05.

 

RESULTADOS E DISCUSSÃO

O peso médio dos animais foi de 11,80 ± 1,99kg e a maioria era macho. As idades, estimadas por meio de exame clínico da arcada dentária, variaram em cerca de um a quatro anos.

A colheita dos retalhos de fáscia ocorreu sem dificuldade, identificando-se facilmente seus limites anatômicos. Verificou-se macrosco-picamente adelgaçamento gradativo da fáscia lata do terço distal para o proximal. Essa variação de espessura está diretamente relacionada com a variação da resistência entre as extremidades proximal e distal do retalho de fáscia lata. O emprego do terço médio e distal de fáscia lata nos testes de tração minimizou este efeito, permitindo um resultado mais condizente com a utilização clínica desse tipo de enxerto.

Os resultados das medidas de largura e espessura dos retalhos de fáscia lata deixam a desejar quanto à precisão, principalmente as medidas de espessura. A fáscia lata é um tecido mole que exige muito cuidado ao ser medida com paquímetro, pois o tecido cede a qualquer intensidade de pressão, o que altera os resultados das medidas. Assim como acontece com a fáscia lata, a precisão dos valores de área e comprimento do ligamento deixa a desejar e esses erros devem ser considerados quando da análise dos resultados.

Foi difícil prevenir o deslizamento dos retalhos de fáscia lata nas garras da máquina Instron durante os testes. Observaram-se graus variados de deslizamento. O emprego de esparadrapo envolvendo as extremidades dos retalhos foi satisfatório, impedindo o contato direto do metal com o tecido mole e escorregadio, evitando ou minimizando o deslizamento e o esmagamento do tecido. Esse artifício foi satisfatório, mas algum grau de deslizamento deve ser considerado quando da análise dos resultados. Essa dificuldade de fixação do tecido mole às garras foi ressaltada por Noyes et al. (1984), mesmo com o emprego de garras especiais. Como citaram os autores, é preciso cautela na interpretação dos dados. Esse efeito não foi observado no teste do ligamento, pois ele continuava aderido às suas inserções ósseas, as quais possibilitaram fixação perfeita às garras.

O membro esquerdo de um animal do grupo II foi eliminado por presença de fratura distal de fêmur, o que inviabilizou todos os testes. Por esse motivo, foram testados 15 retalhos de fáscia lata retilíneos, 14 retalhos torcidos, 14 ligamentos a 0°, 8 em rotação externa de 15° e 7 em rotação interna de 15°. Dos testes de tração, quatro resultados dos retalhos de fáscia lata retilíneos e torcidos foram perdidos devido a erros na passagem dos dados das dimensões dos retalhos de fáscia lata para a máquina Instron, portanto, foram considerados dados de 21 retalhos de fáscia lata.

Em um dos testes de tração do ligamento em rotação externa de 15° houve avulsão do côndilo lateral do fêmur sem ruptura do ligamento e os dados relativos aos testes mecânicos não foram considerados. Esse animal tinha arcada dentária compatível a um ano e provavelmente não havia ocorrido fechamento completo das placas de crescimento já que a velocidade dos testes de tração foi a mesma em todos os casos e esta foi a única avulsão observada. Essa ocorrência foi citada por Noyes et al. (1974) como predominante em testes de tração à velocidade menor do que a empregada no presente estudo.

Outro resultado do ligamento em 0° foi descartado devido à perda dos dados dos retalhos de fáscia lata e do ligamento contralateral, o que resultou na falta de comparação. Dessa forma foram considerados os dados de 27 ligamentos. A Tab. 1 mostra o número de repetições válidas por tratamento.

 

 

O alongamento do material testado em função da força aplicada é mostrado no gráfico de força ´ alongamento obtido da máquina Instron durante o teste. Segundo Noyes et al. (1974), a curva do gráfico força ´ alongamento é dependente da velocidade em que são realizados os testes em tecido conjuntivo devido à acomodação das fibras colágenas, que ocorre com maior intensidade quando a velocidade aplicada é lenta. Kennedy et al. (1976) também observaram correlação direta entre velocidade dos ensaios de tração e resistência do ligamento, sendo que a força suportada pelos ligamentos foi maior à velocidade maior. Portanto, para simular a ruptura do ligamento in vivo, é fundamental que a velocidade dos testes seja o mais próximo possível daquela das rupturas naturais. De acordo com os autores, rupturas experimentais em altas velocidades são sempre mais traumáticas devido à grande quantidade de energia absorvida até a ruptura e a força necessária para romper o ligamento é maior do que quando os testes são realizados em velocidades baixas.

A velocidade dos testes de tração realizados neste estudo foi a maior permitida pela máquina Instron utilizada, 508mm por minuto ou 8,47mm por segundo. Como já observado por Vasseur et al. (1985), os métodos experimentais, especialmente quanto à velocidade de realização dos ensaios e ao ângulo entre o fêmur e a tíbia durante a tração, influenciam significativamente os resultados e devem ser considerados antes da comparação de dados entre diferentes estudos.

Dos 13 ligamentos testados em 0° de rotação da tíbia em relação ao fêmur, dez se romperam no terço médio (76,9%). Dois ligamentos romperam-se parte no terço médio e parte na inserção da tíbia (15,4%) e houve um caso de ruptura total na inserção da tíbia (7,7%). Em rotação externa de 15°, sete em oito ligamentos (87,5%) romperam-se no terço médio. Em um caso (12,5%) ocorreu fratura por avulsão do côndilo lateral do fêmur. Na rotação interna de 15°, cinco em sete ligamentos romperam-se no terço médio (71,4%), e dos outros dois, um rompeu-se na inserção da tíbia (14,3%) e o outro, parte na inserção tibial e parte na inserção femoral (14,3%).

A predominância de ruptura do ligamento cruzado cranial no terço médio é citada na literatura consultada. Alm et al. (1974) relataram 93,7% das rupturas no terço médio e Vasseur et al. (1985), 89,2%. Parece, portanto, que a ruptura no terço médio do ligamento cruzado cranial é o modo predominante nesse modelo experimental, independentemente da idade, como já citado por Vasseur et al. (1985), contanto que já tenha ocorrido fechamento das placas de crescimento. A ruptura do ligamento cruzado cranial ocorre predominantemente no terço médio devido à redução da área da seção transversal nessa região. Como ressaltado por Alm et al. (1974), a redução da área da seção transversal resulta em aumento de força por unidade de área na região do terço médio do ligamento e, portanto, a deformação é mais acentuada nessa região quando o ligamento é submetido a tração, predispondo à ruptura nesse local.

O ligamento cruzado cranial foi testado em diferentes ângulos de rotação pois, segundo Alm et al. (1974), a lesão do ligamento cruzado cranial in vivo normalmente ocorre com tração acompanhada de torção do ligamento. Com a articulação fêmoro-tibiopatelar em extensão, a tíbia apresenta um valor fisiológico médio de rotação em relação ao fêmur em torno de 15° em cães (Alm et al., 1974), motivo pelo qual neste estudo o ligamento cruzado cranial foi testado com a tíbia em rotação lateral ou externa e medial ou interna de 15° em relação ao fêmur, na expectativa de se reproduzir as condições naturais de ruptura do ligamento cruzado cranial. Entretanto, no presente estudo não houve diferença estatisticamente significativa entre os resultados nos diferentes ângulos de rotação (0°, 15° de rotação externa e interna), nos valores de força máxima e tensão máxima. Esse resultado difere do encontrado por Alm et al. (1974), os quais obtiveram decréscimo de 15% na relação entre força máxima e peso do animal quando o ligamento foi testado em rotação externa e interna de 15°. Os autores sugeriram que traumas que causam rotação da tíbia decrescem a força tênsil do ligamento cruzado cranial e aumentam o risco de ruptura. Deve ser considerado, entretanto, que o ângulo entre o fêmur e a tíbia no presente estudo foi diferente daquele usado por Alm et al. (1974), o que pode explicar a diferença entre os resultados. Neste estudo foi utilizado o ângulo de 135°, por ser aproximadamente o ângulo do membro em estação.

O emprego de ambos os membros em rotações diferentes para avaliação das propriedades biomecânicas não interfere nos resultados pois, segundo a literatura, a resistência do ligamento cruzado cranial direito e esquerdo de um mesmo animal são idênticas (Tipton et al., 1967; Gupta et al., 1969; Moss & Fergusson, 1980) e a análise das propriedades de apenas um membro é suficiente para caracterizar o animal (Moss & Ferguson, 1980).

A extremidade distal da fáscia lata, próxima à articulação fêmoro-tibiopatelar, suporta maior força por apresentar maior espessura. Nos enxertos, essa é a extremidade que permanece intra-articular substituindo o ligamento, o que pode explicar o sucesso clínico desse enxerto.

Do gráfico de força ´ alongamento fornecido pela máquina Instron é possível determinar as propriedades estruturais dos ligamentos e dos retalhos de fáscia lata testados. Essas propriedades são únicas para a estrutura testada e incluem medidas de força, alongamento, rigidez e energia absorvida. As médias dos valores de força máxima, deslocamento na força máxima e deslocamento máximo, para cada tratamento realizado, são mostrados na Tab. 2.

 

 

A força máxima corresponde à força que o ligamento suporta antes de romper. Os valores de força máxima, expressos em Newtons (N), são apresentados na Tab. 2. Desvios-padrão elevados também foram encontrados na literatura, muito embora os autores consultados tenham empregado metodologia diferente (Gupta et al., 1971).

Os valores de força máxima dos retalhos de fáscia lata corresponderam, aproximadamente, a 44% da força máxima de ruptura do ligamento cruzado cranial. A fáscia lata é um tecido menos resistente do que o ligamento cruzado cranial devido à própria função que exerce, pois é submetida in vivo a uma força menor do que o ligamento.

Embora a fáscia lata possua força máxima correspondente a aproximadamente 44% da força do ligamento cruzado cranial, isso não significa necessariamente que o enxerto irá romper-se sob as condições de força a que será submetido in vivo. Como relatado por Butler et al. (1983) e Johnson et al. (1989), estudos demonstraram que sob condições fisiológicas, os tecidos biológicos são submetidos a forças que variam de um décimo a não mais do que um quarto de sua força máxima de ruptura. O que se observa na prática é que os animais tratados recuperam a função do membro e a incidência de ruptura dos enxertos de fáscia lata é baixa no pós-operatório. Isto se deve provavelmente ao fato de que os enxertos de fáscia lata apresentam força de ruptura superior ao limite da curva fisiológica de força do ligamento. Além disso, como já citado por Butler et al. (1983), o desenvolvimento dos restritores secundários da articulação no pós-operatório contribuem para a estabilização articular até que os enxertos adquiram a resistência, que, segundo a literatura (O’Donoghue et al., 1966; Clancy et al., 1981; Butler et al., 1983), aumenta com o decorrer do tempo, sugerindo que vão lentamente assumindo o papel de restritores primários da articulação.

O alongamento na força máxima corresponde ao alongamento do material até a força máxima. Os valores médios de alongamento nos diferentes tratamentos, expressos em milímetros, são apresentados na Tab. 2. O teste de alongamento só pode ser comparado entre estruturas de mesmo tamanho, portanto, esses valores não podem ser comparados, uma vez que as estruturas eram de tamanhos diferentes.

A importância destes dados diz respeito ao cálculo de uma propriedade material chamada deformação, definida como a razão do alongamento pelo comprimento inicial da estrutura testada. As mesmas considerações feitas para o alongamento na força máxima são válidas para o alongamento máximo.

O alongamento máximo corresponde ao alongamento máximo do material testado até o ponto em que a aplicação da força volta a ser zero. Os valores de alongamento máximo e as diferenças significativas entre eles são apresentados na Tab. 2.

A conversão dos dados da curva de força ´ alongamento para a curva tensão x deformação, utilizando-se as dimensões das estruturas testadas, permite calcular as propriedades materiais que são as propriedades mecânicas intrínsecas dessas estruturas, ou seja, tensão, deformação e módulo de elasticidade. As propriedades materiais descrevem o ligamento cruzado cranial e a fáscia lata como parte de um sistema orgânico, ou suas propriedades como tecido conjuntivo, e são apresentadas na Tab. 3.

 

 

A tensão máxima é dada pela razão entre a força máxima e a área da seção transversal do material (AT). Os valores de tensão máxima, expressos em Megapascal, são apresentados na Tab. 3.

A tensão é uma medida de força por unidade de área, portanto, é necessário que se calcule a seção da área transversal inicial da estrutura testada. Dessa forma, qualquer que seja a área inicial da estrutura testada, o valor da tensão não se altera e, por isso, é uma característica importante para comparação da resistência de estruturas distintas. Os valores de tensão dos retalhos de fáscia lata e dos ligamentos foram estatisticamente diferentes, observando-se que a fáscia lata suportou menor quantidade de força por unidade de área do que o ligamento cruzado cranial, o que já era esperado, visto que anatomicamente as duas estruturas são diferentes e exercem funções distintas.

Neste estudo, os retalhos de fáscia lata foram testados retilíneos e torcidos, já que existem técnicas cirúrgicas para substituição do ligamento cruzado cranial em cães, por retalho de fáscia lata torcido. No entanto, não houve diferença significativa entre os resultados de força máxima de ruptura, tensão máxima e relação entre a força máxima e o peso do animal nesses testes, não justificando, segundo essas características, o procedimento de torcer a fáscia lata nas técnicas empregadas para substituição do ligamento. A torção não aumentou a resistência da fáscia lata.

A deformação na tensão máxima é calculada dividindo-se o alongamento na carga máxima pelo comprimento inicial do material testado. É, em geral, dada em porcentagem e é adimensional. Os valores de deformação na tensão máxima são apresentados na Tab. 3.

O ligamento cruzado cranial parece ser uma estrutura moderadamente elástica, e a média dos valores de deformação ou porcentagem de alongamento à força máxima foi de 62,6 ± 8,6 %, semelhante aos encontrados por Noyes et al. (1974) e por Gupta et al. (1971), respectivamente, 57% e 40,0% a 77,6%.

A fáscia lata apresentou menor porcentagem de deformação do que o ligamento cruzado cranial, sugerindo ser uma estrutura menos elástica que o ligamento quando submetida à força máxima de tração. A fáscia lata torcida é mais elástica do que a retilínea porque leva em consideração o alongamento das fibras e o desenrolamento da fáscia no total de sua deformação, e apresentou 72% da deformação do ligamento cruzado cranial. Este dado favorece o emprego do retalho de fáscia lata torcido como substituto do ligamento.

O conhecimento das propriedades mecânicas do ligamento cruzado cranial é importante na seleção de próteses para substituição do ligamento. Segundo Gupta et al. (1971), próteses com propriedades menos elásticas que o ligamento podem prejudicar a função de outras estruturas ou ligamentos da articulação fêmoro-tibiopatelar. Portanto, a torção de fáscia lata aumenta sua elasticidade e reduz a probabilidade de ocorrência de lesões articulares, sendo essa a forma recomendada no presente estudo para seu emprego como substituto do ligamento cruzado cranial.

A deformação máxima é calculada dividindo-se o alongamento máximo pelo comprimento inicial do material testado. É, em geral, dada em porcentagem e é adimensional. Os dados de deformação máxima representam o alongamento proporcional da estrutura até que a força de tração aplicada volte a ser igual a zero (Tab. 3). O valor de deformação máxima do ligamento cruzado cranial encontrado no presente estudo foi de 100,9% ± 14,1%, semelhante aos valores encontrados por Noyes et al. (1974), 80% a 100% de deformação ou mais, antes da perda de continuidade do ligamento cruzado cranial. No entanto, o desvio-padrão neste caso foi grande e devido ao deslizamento dos retalhos de fáscia lata nas garras, a margem de erro contida nestes valores provavelmente é significativa.

O módulo de elasticidade ou módulo de Young é dado pela inclinação da região linear inicial da curva tensão ´ deformação. É uma medida da rigidez do material e indica sua habilidade para resistir à deformação. Os valores dos tratamentos dos retalhos de fáscia lata e dos ligamentos apresentados na Tab. 3 indicam que a rigidez do retalho de fáscia lata torcido é igual a aproximadamente 57% da rigidez do ligamento cruzado cranial em rotação de 0°.

Por ser uma medida da rigidez do ligamento e da fáscia lata, o módulo de elasticidade indica o comportamento do enxerto in vivo, independente da área ou comprimento (Butler et al., 1983), e demonstra menor habilidade da fáscia lata para resistir à deformação quando submetida a tração, comparada ao ligamento cruzado cranial.

Por ser calculado pela inclinação da região linear inicial da curva tensão ´ deformação, o módulo de elasticidade em tecidos biológicos apresenta grande margem de erro, visto que a região inicial da curva não é linear e às vezes pouco se aproxima de uma reta. O desvio-padrão também é grande, o que demonstra a grande variabilidade dos resultados. Portanto, um erro significativo deve ser considerado na avaliação dos resultados.

É necessária seleção cuidadosa de implantes biológicos, como citado já por Noyes et al. (1983), e uma importante consideração a fazer diz respeito à função esperada dos substitutos do ligamento cruzado cranial. Como ressaltado por Noyes et al. (1983, 1984), existe um delicado sistema de movimentação da articulação fêmoro-tibiopatelar, com centros de rotação bem definidos, que são parcialmente controlados pela geometria da articulação e pela interação dos ligamentos. Os substitutos empregados até o momento atuam apenas como restritores da articulação, possibilitando o retardamento das alterações degenerativas articulares e reduzindo a inabilidade funcional, mas não necessariamente substituirão todas as funções do ligamento. O ligamento cruzado cranial exibe uma geometria complexa das fibras, na qual seus diferentes comprimentos permitem a função da articulação fêmoro-tibiopatelar em diversos planos de movimentação e, obviamente, a fáscia lata não pode simular a microgeometria do ligamento cruzado cranial.

 

CONCLUSÕES

Nas condições da presente pesquisa e com base nos resultados dos ensaios de tração realizados com retalhos de fáscia lata e ligamento cruzado cranial de cães pode-se concluir que a fáscia lata apresenta cerca de 45% da resistência do ligamento e possui características biomecânicas satisfatórias para substituir o ligamento cruzado cranial. A fáscia lata torcida tem a vantagem de apresentar deformação maior do que a fáscia lata retilínea, representando cerca de 70% da deformação do ligamento cruzado cranial, e é, portanto, a forma mais indicada para essa substituição.

 

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