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“UM ESTUDO SOBRE A CARACTERIZAÇÃO MECÂNICA
DE LIGAMENTOS CRUZADOS CANINOS VIA ENSAIOS DE
TRAÇÃO”
JULIANE DE LUCAS RESENDE
Belo Horizonte, 17 de Março de 2006
JULIANE DE LUCAS RESENDE
UNIVERSIDADE FEDERAL DE MINAS GERAIS
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM
ENGENHARIA MECÂNICA
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"UM ESTUDO SOBRE A CARACTERIZAÇÃO MECÂNICA
DE LIGAMENTOS CRUZADOS CANINOS VIA ENSAIOS DE
TRAÇÃO”
Belo Horizonte
Escola de Engenharia da UFMG
2006
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-
Graduação em
Engenharia Mecânica da Universidade Federal de Minas
Gerais, como requisito parcial à obtenção do título de
Mestre em Engenharia Mecânica.
Área de concentração: Projeto Mecânico
Orientador: Prof. Marco Túlio Corrêa de Faria, Dr.
Universidade Federal de Minas Gerais
Co-orientador: Prof. Estevam Barbosa de Las Casas, Ph.D.
Universidade Federal de Minas Gerais
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Aos meus pais, Geraldo e Ana, pelo exemplo
de vida, apoio e amor incondicional.
Ao meu namorado, Carlos Henrique, por
ser tão presente e carinhoso em
todos os momentos.
Aos meus irmãos, Daniel, Fernanda e Marilha,
pelo carinho, amizade e torcida.
Agradecimentos
Ao Professor Marco Túlio Corrêa Faria, pela amizade, valiosa orientação e apoio durante
todo o curso.
Ao Professor Estevam Barbosa de Las Casas, pelo grande ensinamento, amizade e
incentivo durante todo o curso.
À Elaine Aparecida Oliveira, pela amizade, interesse e colaboração.
Ao Paulo de Tarso Vida Gomes pessoa indispensável para o começo e realização de todo o
trabalho.
Ao Nirlando, pelo seu interesse e atenção no desenvolvimento da garra.
Aos amigos do CETEC, Jorge, Ademir e Geraldo, pela disposição e grande ajuda na
execução dos testes de tração.
Aos amigos da escola de veterinária da UFMG, Professor Rafael, Cyril e Welington pela
boa vontade e importante ajuda na coleta do material para o experimento.
À Universidade Federal de Minas Gerais e ao Departamento de Engenharia Mecânica pela
oportunidade de realização do curso.
À FAPEMIG pelo apoio ao projeto.
À Funcesi pelo apoio e cooperação.
A Deus por colocar pessoas tão especiais na minha vida.
SUMÁRIO
LISTA DE FIGURAS.......................................................................................................i
LISTA DE TABELAS.....................................................................................................iii
RESUMO.........................................................................................................................iv
ABSTRACT....................................................................................................................vii
1. INTRODUÇÃO............................................................................................................1
1.1 Introdução....................................................................................................................1
1.2. O complexo articular do joelho ................................................................................1
1.2.1. Os ligamentos do joelho .........................................................................................3
1.2.2. Composição e estrutura dos ligamentos .................................................................4
1.2.3. Ligamento cruzado anterior (LCA) ........................................................................4
1.2.4. Ligamento cruzado posterior (LCP).......................................................................8
1.2.5. Ligamentos colaterais...........................................................................................10
1.3. A articulação patelofemoral...................................................................................11
1.4. A articulação fêmur-tibial......................................................................................12
1.5. Movimento de flexão-extensão .............................................................................14
2. CARACTERIZAÇÃO DAS PROPRIEDADES MECÂNICAS DOS
TECIDOS MOLES.........................................................................................................16
2.1. Introdução...............................................................................................................16
2.2. Comportamento Viscoelástico................................................................................17
2.3. Testes de Tração.....................................................................................................18
2.3.1. Testes de Tração Uniaxial ....................................................................................18
2.4. Metodologias de Ensaio..........................................................................................21
2.4.1. Velocidade............................................................................................................22
2.4.2. Garras........... ........................................................................................................27
2.4.3. Pré-condicionamento............................................................................................29
2.4.4. Medição das Características Dimensionais ..........................................................31
2.4.5. Conservação .........................................................................................................33
2.5. Formas de Ruptura do Complexo Osso-ligamento-osso.........................................38
3. MATERIAIS E MÉTODOS.......................................................................................42
3.1. Introdução................................................................................................................42
3.2. Amostras..................................................................................................................42
3.2.1. Origem e conservação ..........................................................................................42
3.3. Medição de características dimensionais.................................................................43
3.4. Teste de tração.........................................................................................................44
3.4.1. Condições de teste ................................................................................................44
3.4.2. Garras.......... .........................................................................................................45
3.4.3. Aparato experimental ...........................................................................................49
4. RESULTADOS E ANÁLISE.....................................................................................51
4.1. Introdução...............................................................................................................51
4.2. Técnica de fixação..................................................................................................51
4.3. Gráficos Tensão versus deformação.......................................................................58
4.4. Limite de resistência...............................................................................................67
4.5. Módulo de Elasticidade ..........................................................................................70
4.6. Medição das características dimensionais ..............................................................73
4.7. Considerações finais...............................................................................................75
5. CONCLUSÃO............................................................................................................77
5.1. Sugestão para trabalhos futuros..............................................................................79
6. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS .......................................................................80
7. ANEXO 1 ...................................................................................................................85
8. ANEXO 2 ...................................................................................................................90
9. ANEXO 3 ...................................................................................................................92
Lista de figuras
FIGURA 1.1 - Joelho em vista anterior...........................................................................................3
FIGURA 1.2 – Separação do LCA em bandas antero-posterior e postero-lateral. .........................6
FIGURA 1.3- Divisão do LCP em componentes anterolateral (AL) e posteomedial (PM)...........9
FIGURA 1.4 – Vista anterior do joelho, com desarticulação patelofemoral ................................12
FIGURA 1.5 – Movimento patelar com a flexão-extensão do joelho...........................................12
FIGURA 1.6 – Faces articulares fêmur-tibial .............................................................................13
FIGURA 1.7 – Articulação fêmur-tibial ......................................................................................13
FIGURA 1.8 – Estados de tensão dos ligamentos cruzados durante o movimento de flexão-
extensão do joelho ........................................................................................................................15
FIGURA 2.1 – Curva de carga versus deslocamento e suas divisões. .........................................20
FIGURA 3.1 A e B – Garras para fixação dos LCA isolados de suas inserções ósseas ...............46
FIGURA 3.2 – Curva de carga axial versus deslocamento dos espécimes de LCA testados
isolados de suas inserções ósseas com taxa de alongamento a 0,17 mm/s...................................46
FIGURA 3.3 A e B – Garra construída com parafusos soldados a chapas metálicas ...................47
FIGURA 3.4 – Curva carga axial versus deslocamento axial para os conjuntos fêmur-LCA-tíbia
para a taxa de alongamento de 0,17 mm/s......................................................................................47
FIGURA 3.5 A e B – Fotos da garra construída para testar os conjuntos fêmur-LCA-tíbia..........49
FIGURA 3.6 – Máquina Instron, Fundação Centro Tecnológico de Minas Gerais (CETEC).....50
FIGURA 4.1 – Curva de força versus alongamento para a amostra 1. .........................................52
FIGURA 4.2 – Foto da amostra que sofreu avulsão da inserção femoral....................................53
FIGURA 4.3 – Foto da amostra que sofreu fratura óssea. ............................................................53
FIGURA 4.4 a – Foto da amostra fixada à máquina de ensaio antes do teste de tração...............54
FIGURA 4.4 b – Foto da amostra fixada à máquina de ensaio após o teste de tração..................54
FIGURA 4.5 – Curvas Tensão versus Deformação para as amostras 1, 6 e 14 ...........................58
FIGURA 4.6 - Curvas Tensão versus Deformação para as amostras 2, 17 e 20..........................59
FIGURA 4.7 - Curvas Tensão versus Deformação para as amostras 3, 18 e 19...........................60
FIGURA 4.8 – Curva Média das Tensões versus Deformação - 1mm/s.......................................61
FIGURA 4.9 – Curva Média das Tensões versus Deformação - 4 mm/s......................................62
i
FIGURA 4.10 – Curva Média das Tensões versus Deformação - 8 mm/s....................................64
FIGURA 4.11 – Curvas média das tensões versus deformação nas três velocidades de
deformação.. ..................................................................................................................................66
FIGURA 4.12 – Curva módulo de elasticidade versus deformação - 1 mm/s. .............................72
FIGURA 4.13 – Curva módulo de elasticidade versus deformação - 4 mm/s. .............................72
FIGURA 4.14 – Curva módulo de elasticidade versus deformação - 8 mm/s. .............................73
FIGURA A.1 – Extremidade tibial proximal - vista anterior e posterior......................................86
FIGURA A.2 – Extremidade femoral distal - vista anterior e posterior .......................................86
FIGURA A.3 – Aplicação dos termos proximal e distal no membro superior humano................87
FIGURA A.4 – Aplicação dos termos medial e lateral no membro superior humano.................88
FIGURA A.5 – Aplicação dos termos posterior e anterior no membro superior humano...........89
FIGURA A.6 – Divisão do corpo humano pelos planos anatômicos de referência......................90
FIGURA A.7 – Representação esquemática dos eixos articulares no joelho................................91
FIGURA A.8 – Garra projetada para testar os conjuntos fêmur-LCA-tíbia. ................................92
FIGURA A.9 – projeto da garra desenvolvida (CDTN). ..............................................................93
ii
Lista de tabelas
TABELA 1.1- Valores de força máxima, alongamento máximo, tensão máxima,
deformação .............................................................................................................................7
TABELA 3.1– sexo, peso, idade e raça do cão relacionado a cada joelho .......................... 43
TABELA 4.1 - características dos novos espécimes coletados............................................ 54
TABELA 4.2 – Relação entre as amostras e suas características e a forma de ruptura. ...... 55
TABELA 4.3 –Valores da deformação última de ruptura -1mm/s. ..................................... 62
TABELA 4.4 – Valores da deformação última de ruptura - 4 mm/s. .................................. 63
TABELA 4.5 – Valores da deformação última de ruptura - 8mm/s. ................................... 64
TABELA 4.6 – Tensão última de ruptura -1 mm/s.............................................................. 67
TABELA 4.7 – Tensão última de ruptura - 4 mm/s............................................................. 68
TABELA 4.8 – Tensão última de ruptura - 8 mm/s............................................................. 69
TABELA 4.9 – Média das tensões últimas de ruptura em cada velocidade de
deformação ...........................................................................................................................69
TABELA 4.10 – Módulo de elasticidade para as três velocidades de deformação. ............ 70
TABELA 4.11 – Valores da área de seção transversa - forma elíptica e cilíndrica .............75
iii
Resumo
Esse trabalho apresenta um estudo acerca dos procedimentos experimentais utilizados para
a caracterização mecânica das propriedades de tecidos moles constituídos por fibras de
colágeno. Ensaios uniaxiais de tração de amostras de ligamentos cruzados anteriores (LCA)
de caninos são realizados em diversas condições de teste tanto para determinar algumas
características mecânicas relevantes desses tecidos quanto para avaliar os diversos aspectos
metodológicos correntemente empregados nos diversos procedimentos existentes para esse
fim. O aparato experimental empregado nesse estudo inclui uma máquina universal de
ensaio de tração de pequeno porte, na qual são monitorados o carregamento e o
alongamento das amostras durante os ensaios, e três sistemas de fixação especialmente
desenvolvidos para essas amostras. Vinte espécimes de joelhos de cães, com idade média
de 2,4 anos e pesos similares, preparados pelo Departamento de Patologia da Escola de
Veterinária da UFMG, são ensaiados para a determinação das curvas de carga axial em
relação ao alongamento em três velocidades de deformação, que são 1 mm/s, 4 mm/s e 8
mm/s. Na preparação das amostras, todos os tecidos são cuidadosamente retirados da
articulação e apenas o LCA permanece entre as inserções ósseas. As propriedades
geométricas dos ligamentos são obtidas por meio de paquímetro analógico. A área da seção
transversal dos ligamentos é considerada elíptica para o cálculo das tensões normais. Três
curvas de tensão versus deformação dos ligamentos cruzados caninos são obtidas para cada
velocidade de deformação. As características mecânicas apresentadas para os ligamentos
são o limite de resistência, a deformação última de ruptura e o módulo de elasticidade
longitudinal. Uma discussão acerca de alguns aspectos das metodologias utilizadas no
ensaio de tração de tecidos moles também é apresentada com o intuito de ressaltar a
importância da seleção de parâmetros de teste, tais como velocidade de ensaio, sistema de
fixação, preparação e seleção adequada de amostras e medição de propriedades
geométricas, na análise comparativa de resultados. Os resultados obtidos mostram que a
rigidez dos ligamentos aumenta com a elevação da velocidade de teste.
iv
Abstract
This work deals with a study about the experimental procedures employed for the
mechanical characterization of soft tissues comprised of collagen fibers. Uniaxial tensile
tests are performed on specimens of canine anterior cruciate ligaments (ACL) at several test
conditions to determine some of their important mechanical properties as well to discuss
several methodological aspects of the procedures currently used to this kind of test. The
experimental apparatus used in this work includes a small universal testing machine, in
which the axial load and elongation can be monitored during the tests, and three gripping
systems specially developed for ACL specimens. Twenty canine knees are selected to
prepare the ACL specimens. The specimen preparation is carried out by the Department of
Pathology from the Veterinary School of UFMG and the knees are chosen from a group of
dogs with an average age of 2.4 years of similar weights. The tensile tests are performed at
three speeds, which are 1 mm/s, 4 mm/s and 8 mm/s. All tissues, except the ACL, are
carefully removed from the knees during the specimen preparation. The specimen
geometrical dimensions are measured using a caliper. The ligament cross-section is
considered to be elliptical in the transverse area computation. Three curves of stress versus
strain are obtained for each testing speed. The ultimate stress, the strain at rupture and the
longitudinal tangential modulus are the mechanical properties determined for the ACL
specimens. A discussion about the methodologies currently employed on the tensile tests of
soft tissues is also presented in order to emphasize the importance on the selection of
testing parameters, such as testing speed, gripping system, specimen preparation, sample
selection and measurement system, for the comparison of experimental results. The results
obtained in this work show that the ACL stiffness increases as the testing speed increases.
v
1. Introdução
1.1 Introdução
O joelho é um dos locais mais vulneráveis do corpo humano, com maior risco de lesão por
trauma e desgaste articular. A estabilidade articular depende dos ajustes ósseos com a
articulação, dos ligamentos que mantêm os ossos unidos e dos músculos que movem e
estabilizam a articulação em diversas posições (Pugliesi et al., 2005).
Lesões dos ligamentos do joelho são muito comuns. Segundo Miyasaka et al. (1991), duas
a cada mil pessoas na população mundial sofrem algum tipo de lesão nos ligamentos do
joelho por ano. Grande parte destas lesões está relacionada com atividades esportivas (Woo
et al., 2004; Zantop et al., 2005), sendo assim, tanto a prevenção quanto a reabilitação
destas lesões são temas muito relevantes (Pugliesi et al., 2005). Noventa porcento das
lesões dos ligamentos do joelho envolvem o ligamento cruzado anterior (LCA) e o
ligamento colateral medial (LCM) (Miyasaka et al., 1991).
A determinação das propriedades mecânicas dos ligamentos contribui para o entendimento
do seu papel na cinemática dos joelhos, dos mecanismos que levam à sua lesão, e das
diferentes técnicas de tratamento.
Várias técnicas são utilizadas para o estudo da biomecânica do joelho e de suas estruturas.
Algumas destas técnicas são modelos matemáticos, testes experimentais em amostras de
joelho, estudos anatômicos, e medidas de força e deformação (Goldblatt et al., 2003). O
estudo e o aprimoramento dessas técnicas é de grande importância, pois contribui para o
alcance de resultados mais consistentes e precisos.
1.2 O complexo articular do joelho
O joelho consiste em três partes ósseas: fêmur, tíbia e patela. Situa-se entre os dois braços
de alavanca mais longos do corpo, o fêmur e a tíbia. Trabalha principalmente em
1
compressão, pela ação da gravidade. Do ponto de vista mecânico, tem duas funções
bastante diversas:
- possuir uma grande estabilidade em extensão completa. Essa posição é adotada na
necessidade de maior estabilidade.
- adquirir uma grande mobilidade a partir de certo ângulo de flexão. Esta mobilidade
é necessária na corrida e para a orientação ótima do pé com relação às
irregularidades do chão.
O joelho consegue combinar estas funções diversas graças a seus sistemas mecânicos
sofisticados.
Segundo Kapandji (2000), a arquitetura dos ossos que o compõem assegura a estabilidade
estática, enquanto os ligamentos, cápsula e músculos asseguram a restrição dinâmica. Desta
forma, o joelho tem um papel importante, tanto no suporte do corpo durante atividades
estáticas e dinâmicas, quanto em sua mobilidade.
O complexo do joelho consiste de duas articulações distintas localizadas no interior de uma
única cápsula articular, a articulação tibiofemoral e a articulação patelofemoral. Os
movimentos do joelho acontecem simultaneamente em três planos. O movimento no plano
sagital é o que possui maior amplitude. O movimento da articulação tibiofemoral da
extensão completa até flexão completa é de 0
o
a aproximadamente 140
o
. Os planos e eixos
anatômicos de referência estão descritos no anexo 2.
A FIG.1.1 mostra esquematicamente um joelho humano em vista anterior, na qual podem
ser vistos os principais ligamentos dessa articulação (Figura retirada do site
www.corpohumano.hpg.ig.com.br).
2
FIGURA 1.1 - Joelho em vista anterior.
(figura retirada do site www.corpohumano.hpg.ig.com.br)
1.2.1 Os ligamentos do joelho
Muitos ligamentos atravessam o joelho, produzindo um aumento significativo em sua
estabilidade. A localização de cada ligamento determina a direção na qual será capaz de
oferecer resistência a uma luxação do joelho.
A estabilidade da articulação do joelho depende grandemente dos ligamentos, que são os
ligamentos cruzados e colaterais, mostrados na FIG 1.1. A principal função desses
ligamentos é evitar lesões pela limitação do movimento do joelho. Cada ligamento tem uma
função particular, dependendo de sua posição e forma. Os ligamentos colaterais asseguram
a estabilidade lateral do joelho em extensão. Os ligamentos cruzados estabilizam o
movimento antero-posterior e mantêm a superfície articular em contato durante a flexão
(Norkin e Levangie, 2001; Nordin e Frankel, 2003).
3
1.2.2 Composição e estrutura dos ligamentos
O tecido vivo é capaz de alterar sua estrutura em resposta às mudanças das demandas
ambientais ou funcionais. Portanto, para a compreensão da estrutura e funcionamento das
articulações humanas, há necessidade do conhecimento da natureza dos materiais que são
usados na composição das articulações e das forças que estão atuando sobre as articulações.
O comportamento biomecânico dos tecidos compostos por colágeno estão ainda sob
investigação (Norkin e Levangie, 2001).
Os ligamentos, assim como os tendões, são tecidos conjuntivos densos. Esses tecidos são
escassamente vascularizados e compostos em grande parte por colágeno, uma proteína
fibrosa que constitui aproximadamente um terço da proteína total do corpo. O colágeno tem
a única função de suporte mecânico em outros tecidos conjuntivos como vasos sanguíneos,
coração, ureteres, rins, pele e fígado. A grande estabilidade mecânica do colágeno dá aos
tendões e aos ligamentos sua capacidade característica de transmitir força e sua
flexibilidade (Nordin e Frankel, 2003).
Como outros tecidos conjuntivos, os tendões e ligamentos consistem em relativamente
poucas células (fibroblastos) e uma matriz extracelular abundante. Em geral, o material
celular ocupa aproximadamente 20% do volume total, enquanto a matriz extracelular
compõe os 80% remanescentes (Nordin e Frankel, 2003).
A estrutura e composição química de ligamentos e tendões é idêntica em humanos e em
muitas espécies de animais como ratos, coelhos, cachorros e macacos. Conseqüentemente,
podem ser feitas extrapolações que consideram essas estruturas em humanos a partir de
resultados dos estudos nessas espécies de animais (Nordin e Frankel, 2003).
1.2.3 Ligamento cruzado anterior (LCA)
A complexa estrutura do LCA reflete a importância de sua contribuição para a função da
articulação do joelho, pois sua anatomia está diretamente relacionada com a sua função na
articulação. É denominado cruzado porque se cruza com o ligamento cruzado posterior em
pleno centro da articulação do joelho (Kapandji, 2000), como pode ser visto na FIG 1.1.
4
Como já mencionado, o LCA é composto por tecido conectivo, sendo a maior parte
constituída por colágeno do tipo I. Dessa forma, pode ser definido como uma faixa ou
banda de tecido denso que conecta o fêmur e a tíbia (Zantop et al., 2005).
Os ligamentos cruzados são chamados de anterior e posterior de acordo com seu lado de
inserção na tíbia. A inserção femoral do LCA se localiza na parte posterior da superfície
medial do côndilo femoral lateral. No lado tibial, está inserido anterior e lateralmente à
espinha tibial anterior. A partir da inserção femoral, o LCA passa anteriormente,
distalmente e medialmente para a tíbia. Os termos anatômicos, de comparação e de
movimento utilizados neste trabalho estão descritos no anexo 1.
Muitos estudos (Goldblatt e Richmond, 2003; Woo et al., 2004; Zantop et al., 2005;
Beasley et al., 2005) têm identificado bandas separadas no LCA. Essas bandas são
denominadas antero-medial (AM) e postero-lateral (PM) de acordo com suas inserções na
tíbia e estão representadas na FIG 1.2. Esses estudos afirmam que o LCA possui função
distinta entre as bandas, baseados em seu padrão de tensionamento à flexão-extensão do
joelho, sendo que a banda AM seria tensionada na flexão e a banda PL, na extensão. A
diferenciação do LCA em duas bandas distintas parece ser uma simplificação, mas esta
descrição tem sido aceita como base para o entendimento de sua função.
A FIG 1.2 mostra de forma esquemática um joelho humano, na qual pode ser visto o LCA
dividido em bandas antero-medial e postero-lateral (Beasley et al., 2005).
5
Os ligamentos cruzados são essenciais para a restrição passiva do movimento antero-
posterior do joelho. O LCA é considerado como o limitador primário do deslocamento
anterior da tíbia sobre o côndilo femoral. Outras funções do LCA incluem a resistência aos
movimentos de rotação interna, varus, valgus e hiperextensão (Norkin e Levangie, 2001;
Nordin e Frankel, 2003; Zantop et al., 2005; Beasley et al., 2005).
Devido à extensão das inserções, as fibras dos ligamentos cruzados não têm o mesmo
comprimento e, conseqüentemente, não são alongados no mesmo ângulo de flexão. Há uma
variação quanto à extensão do LCA humano entre os estudos. Zantop et al. (2005)
descreveram a extensão do LCA variando de 22 mm a 41 mm, com média de 32mm.
Beasley et al. (2005) forneceram um comprimento variando entre 31 mm e 38 mm. Já
Goldblatt e Richmond (2003) relataram uma extensão de 26 a 38 mm, com média de 11
mm. A distância entre a origem e a inserção do LCA varia de acordo com o movimento do
joelho. As fibras dos ligamentos cruzados são entrelaçadas, entretanto, com um aumento de
carga, se tornam paralelas.
FIGURA 1.2 – Separação do
LCA em bandas antero-
posterior e postero-lateral.
(Beasley et al., 2005).
PL bundle – banda
postero-lateral
AM bundle – banda
antero-medial
6
A forma de se calcular a área de seção transversal do LCA também difere entre os autores.
Segundo Beasley et al. (2005), o terço médio do LCA é mais estreito, possuindo uma área
transversal circular e irregular de 35 mm
2
. A porção de inserção dos ligamentos é mais
espessa apresentando uma área de seção transversal três vezes maior. Pioletti (1997)
considerou que os espécimes possuíam forma elíptica. Os dois diâmetros principais foram
medidos em três diferentes posições ao longo do espécime, considerando o valor médio. A
área de seção transversal em espécimes humanos de LCA encontrada pelo autor foi de
72,68 ± 15,38 mm
2
. Brendolan (2001) não apresentou o valor da área de seção transversal
encontrado. Admitiu que LCA possuía forma cilíndrica, medindo-se três vezes os diâmetros
crânio-caudal e médio-lateral de seu terço médio, considerando-se o valor médio das
medidas. Segundo a autora, os resultados das medidas de área e comprimento do LCA
deixaram a desejar quanto à precisão, pela dificuldade em se medir tecidos moles. Segundo
Zantop et al. (2005), Anderson et al., (2001) consideraram a forma oval para a área de
seção transversal do LCA e calcularam a área de sua porção média de 36 mm
2
e 44 mm
2
para mulheres e homens respectivamente. Harner et al. (2001) encontraram uma área 3,5
vezes maior nas regiões de inserção do LCA comparado com a região média.
Brendolan (2001) realizou testes de tração no LCA de cães em diferentes ângulos de
rotação. Os valores de força máxima, alongamento máximo, tensão máxima, deformação
máxima e módulo de elasticidade obtidos são apresentados na tabela 1.1.
Tabela 1.1 – Valores de força máxima, alongamento máximo, tensão máxima, deformação
máxima e módulo de elasticidade obtidos por Brendolan (2001).
força
máxima
alongamento
máximo
tensão
máxima
deformação
máxima
módulo de
elasticidade
0
o
de rotação 661,38 ±
153,22 N
13,6 ± 2,27
mm
75,25 ± 25,30
MPa
100, 92 ±
14,06%
165,76 ±
69,75 MPa
15
o
de rotação
externa
604,14 ±
118,5 N
12,49 ± 2,26
mm
75,64 ± 18,34
MPa
92 ± 18,84% 133,5 ± 42,45
MPa
15
o
de rotação
interna
679,43 ±
252,47 N
13,89 ± 1,7
mm
81,01 ± 52,30
MPa
106 ± 8,27% 133,38 ± 59,3
MPa
7
Em sua investigação sobre as propriedades mecânicas e estruturais do LCA intacto, Noyes
et al. (1984), encontraram valores médios da força de tração última e rigidez do LCA
normal de 1725 N e 182 mol/L/mm, respectivamente.
Segundo Nordin e Frankel (2003) o teste experimental in vitro em LCA humano produz um
ponto de ruptura entre 340 e 390 N.
1.2.4 Ligamento cruzado posterior (LCP)
O LCP aparece no fundo da incisura intercondiliana, por trás do LCA. Sua inserção tibial se
localiza na parte posterior da eminência intercondiliana da tíbia e sua inserção femoral
ocupa o fundo da incisura intercondiliana do fêmur. O LCP faz um trajeto oblíquo para
frente, para dentro e para cima. É o mais posterior sobre a tíbia e o mais interno sobre o
fêmur. O LCP pode ser visto na FIG 1.1.
Assim como LCA, o LCP é composto por tecido conectivo, sendo a maior parte constituída
por colágeno do tipo I. Ao contrário do LCA, há uma menor variação entre os estudos
(Makris et al., 2000; Harner et al., 2001; Goldblatt e Richmond, 2003) em relação ao
comprimento do LCP. Estes estudos descrevem um comprimento em torno de 38 mm.
Baseado nos padrões de tensionamento, o LCP é freqüentemente dividido em dois
componentes, denominados antero-lateral e postero-medial. A FIG 1.3 mostra um joelho
humano, onde pode ser visto a divisão do LCP em bandas antero-lateral e postero-medial.
O grupo anterior, com grande área de seção transversal, está esticado na flexão do joelho e
frouxo na extensão. O grupo posterior, menor, se encontra um tanto frouxo na flexão, mas
se estica na extensão. Estas bandas não são totalmente separadas, e representam uma
simplificação da arquitetura. Nenhuma parte do LCP é totalmente uniforme durante os
movimentos (Goldblatt e Richmond, 2003). Outros estudos têm dividido o LCP em fibras
anterior, central e posterior, de acordo com sua localização na inserção femoral. Outros,
ainda, têm caracterizado o ligamento como um “continuum” de fibras, sendo dividido em
quatro regiões geográficas; anterior, central, posterior longitudinal e posterior oblíqua,
baseado em critérios morfológicos e funcionais (Makris et al., 2000; Harner et al., 2001).
8
FIGURA 1.3- Divisão do LCP em componentes
anterolateral (AL) e posteomedial (PM).
(Harner et al., 2001)
O LCP é o estabilizador primário no deslocamento posterior da tíbia em relação ao fêmur,
com pequeno ou nenhum tensionamento possível em extensão total. O LCP é tido como o
mantenedor da estabilidade do joelho em extensão quando uma força de translação
posterior é aplicada à tíbia.
Segundo Harner et al. (2001) a área da seção transversal do LCP é maior que a do LCA,
sendo de 120% a 150% superior ao longo de seu comprimento. Pioletti (1997) considerou
que os espécimes de LCP possuíam a seção transversal elíptica. Os dois diâmetros
principais foram medidos em três diferentes posições ao longo do espécime, considerando o
valor médio. A área da seção transversal em espécimes humanas de LCP encontrada pelo
autor foi de 132,65 ± 8,68 mm
2
.
Harner et al. (2001) afirmam que quando comparado com o LCA e o ligamento colateral
medial (LCM), o LCP tem relativamente baixa incidência de lesão. Esse fenômeno tem
sido atribuído em parte a sua considerável resistência. Ainda segundo Harner et al. (2001),
9
Kennedy et al. (1976) foram os primeiros a estudar as propriedades de tração do LCP e
afirmam que a resistência de tração desse ligamento é duas vezes maior que a do LCA. Os
autores utilizaram amostras dissecadas em suas inserções. Em seus estudos, o teste de
tração dos componentes antero-lateral (AL) e postero-medial (PM) do LCP mostrou uma
rigidez linear do componente AL (120 ± 37 N/mm) significativamente maior que do
componente PM (2,6 vezes). A carga máxima do componente AL (1120 ± 362 N) foi mais
que três vezes maior que do componente PM. O módulo de elasticidade de cada banda foi
também determinado, com os componentes AL e PM sendo 294 ± 115 MPa e 150 ± 69
MPa respectivamente.
1.2.5 Ligamentos colaterais
Os ligamentos colaterais medial (LCM) e lateral (LCL), mostrados na FIG 1.1, impedem o
movimento passivo do joelho no plano frontal. O ligamento colateral medial se fixa na
região medial do epicôndilo femoral interno, estendendo-se anteriormente para inserir-se na
região medial da tíbia proximal. Sua direção é oblíqua para baixo e para frente. Este
ligamento evita abdução da tíbia sobre o fêmur (genu valgum). Já o ligamento colateral
lateral se estende do epicôndilo femoral externo até a cabeça da fíbula. É oblíquo para
baixo e para trás. Como função primária, impede adução da tíbia (genu varum).
Secundariamente, os ligamentos colaterais restringem o desvio anterior e posterior da tíbia
assim como a rotação quando o joelho é estendido (Kapandji, 2000; Harner et al., 2001;
Norkin e Levangie, 2001; Nordin e Frankel, 2003).
10
1.3 A articulação patelofemoral
É uma articulação selar entre a patela e a face patelar do fêmur. A superfície posterior da
patela é coberta por cartilagem articular, que reduz o atrito entre a patela e o fêmur. Esta
articulação tem grande importância na mecânica do joelho, pois sua função consiste em
melhorar as condições de alavanca muscular dos músculos extensores, transmitindo a força
extensora através do joelho pelo aumento da distância do eixo de rotação. Este aumento no
braço do momento reduz a força requerida pelo quadríceps para estender o joelho entre
15% a 30% (Goldblatt e Richmond, 2003)
Além disso, a patela oferece proteção óssea às superfícies articulares distais dos côndilos
femorais quando o joelho é fletido, diminui a pressão e distribui as forças sobre o fêmur e
previne forças de compressão lesiva para o tendão do quadríceps no caso de flexão do
joelho contra resistência tais como flexão acentuada do joelho (Norkin e Levangie, 2001;
Goldblatt e Richmond, 2003; Nordin e Frankel, 2003).
A estabilidade da patela ocorre pela combinação de restrições dos ossos, ligamentos e
músculos (Norkin e Levangie, 2001; Goldblatt e Richmond, 2003; Nordin e Frankel, 2003).
A FIG 1.4 mostra de forma esquemática um joelho humano em vista anterior, com
desarticulação patelofemoral, mostrando as faces articulares da patela e do fêmur (Figura
retirada do site www.arthroscopy.com)
A FIG 1.5 mostra esquematicamente o deslocamento patelar durante o movimento de
flexão-extensão do joelho humano (Figura retirada do site www.arthroscopy.com).
11
FIGURA 1.4 – Vista anterior FIGURA 1.5 – Movimento patelar com a flexão-extensão do joelho.
do joelho, com (Figura retirada do site www.arthroscopy.com)
desarticulação.
patelofemoral
(Figura retirada do site
www.arthroscopy.com)
1.4 A articulação fêmur-tibial
É a maior articulação do corpo. Os côndilos femorais lateral e medial formam duas
proeminências convexas em ambas as direções e alongadas da frente para trás. Os dois
côndilos são separados pelo sulco ou fossa intercondilar através da maioria de seu
comprimento e se unem formando uma cavidade pouco profunda em forma de sela
chamada sulco ou superfície patelar. Os côndilos não são idênticos, o medial tem um maior
raio de curvatura e desvia para trás mais que o lateral. Estes côndilos se articulam com os
dois côndilos tibiais, menores, que possuem apenas uma ligeira concavidade. A superfície
articular do côndilo tibial medial é 50% maior que a do lateral (correspondendo ao côndilo
femoral medial maior). Os côndilos da tíbia são separados por uma área áspera e duas
espinhas ósseas chamadas de tubérculos intercondilares. Estes tubérculos alojam-se na
fossa intercondilar do fêmur durante a extensão do joelho, de forma que nenhuma rotação
Patela
Cartilagem articular
LCA
Menisco
Ligamento colateral
Tendão
Patelar
Joelho em extensão Joelho em flexão
fêmur
Fíbula
Tíbia
12
do joelho é permitida. Estas articulações funcionam juntas principalmente como uma junta
tipo dobradiça modificada, por causa dos ligamentos restritivos, que tornam possíveis
apenas alguns movimentos laterais e rotacionais (Kapandji, 2000).
Os meniscos lateral e medial são estruturas fibrocartilaginosas que se encontram entre as
superfícies articulares, compensando a não-concordância destas superfícies. A tensão
exercida sobre a articulação tibio-femoral pode ser cerca de três vezes maior durante a
sustentação das cargas se os meniscos forem removidos. Joelhos lesados, dos quais parte ou
totalidade dos meniscos foi removida, ainda funcionam adequadamente, mas sofrem um
maior desgaste sobre as superfícies articulares, fazendo aumentar de maneira significativa a
probabilidade do surgimento de condições degenerativas na articulação (Wang et al., 1997).
A FIG. 1.6 mostra as superfícies articulares do fêmur e da tíbia que compõem a articulação
fêmur-tibial (Kapandji, 2000).
A FIG. 1.7 mostra de forma esquemática a articulação fêmur-tibial, na qual podem ser
vistas algumas de suas estruturas
(Spence, 1991).
menisco
lateral
Menisco medial
Ligamento cruzado
anterior
Ligamento cruzado
posterior
Ligamento
colateral
lateral
Ligamento colateral
medial
Ligamento patelar
(cortado)
fêmur
fíbula
FIGURA 1.6 – Faces articulares
fêmur-tibial
(Kapandji, 2000).
FIGURA 1.7 – Representação da articulação fêmur-tibial na qual
podem ser vistas algumas de suas estruturas
(Spence, 1991)
13
1.5 Movimento de flexão-extensão
A flexão-extensão é o principal movimento permitido pelo joelho. A superfície articular
dos côndilos femorais possui aproximadamente o dobro do comprimento da superfície dos
côndilos tibiais. Se os côndilos femorais apenas rolassem sobre os côndilos tibiais, o fêmur
escorregaria para fora do côndilo tibial antes que ocorresse uma grande flexão. Assim, para
que o movimento ocorra adequadamente, o côndilo femoral deve rolar e deslizar
simultaneamente sobre os côndilos tibiais. Desta forma, é permitida uma flexão máxima do
joelho, evitando, ao mesmo tempo, a luxação posterior do côndilo (Kapandji, 2000).
A proporção de rolamento e deslizamento não é a mesma durante todo o movimento de
flexão-extensão: a partir de uma extensão máxima (0
o
a 25
o
), o côndilo começa a rolar sem
deslizar. À medida que a flexão continua, este rolamento é acompanhado por um
deslizamento criando um retorno do fêmur. Depois, o deslizamento começa
progressivamente a predominar sobre o rolamento, de maneira que, no fim da flexão, o
côndilo desliza sem rolar. Os 15º a 20
o
de rolamento inicial correspondem à amplitude
habitual dos movimentos de flexão-extensão que ocorrem durante a marcha normal, na fase
de apoio (Kapandji, 2000).
Os ligamentos cruzados têm um papel importante no movimento de flexão-extensão do
joelho, pois asseguram sua estabilidade antero-posterior, ao mesmo tempo em que
permitem os movimentos de dobradiça mantendo as superfícies articulares em contato. De
modo simplificado, pode-se dizer que o LCA está tenso na extensão e o LCP na flexão. Isso
é uma simplificação, pois os ligamentos cruzados permanecem sempre tensos em algumas
de suas fibras, por causa do comprimento diferente entre elas (Kapandji, 2000).
A FIG. 1.8 representa um esquema simplificado da solicitação dos ligamentos cruzados
durante o movimento de flexão-extensão do joelho (Kapandji, 2000). A figura mostra
esquematicamente um joelho em extensão (A), em que o LCA é deformado (B). À medida
que ocorre a flexão do joelho (C), o LCA tem sua deformação reduzida e o LCP é
tensionado (D).
14
FIGURA 1.8 – Representação esquemática da solicitação mecânica dos ligamentos cruzados
durante o movimento de flexão-extensão do joelho, mostrando
o estado de tensão do LCA durante a flexão e do LCP durante a
extensão do joelho (Kapandji, 2000).
(A)
(C)
(D)
(B)
15
2. Caracterização das propriedades mecânicas dos tecidos moles
2.1 Introdução
O estudo das propriedades dos tecidos vivos é fundamental para a análise das características
estruturais do sistema músculo-esquelético. A maioria dos tecidos biológicos apresenta deformação
quando submetidos a forças de tração e recuperação de forma gradual ao seu estado original quando
essas forças são retiradas. A resposta de cada material é dependente da velocidade que a carga é
aplicada ou removida. Esta característica tempo-dependente é denominada viscoelasticidade. A
palavra viscoelasticidade é composta por outras duas: elasticidade, que é uma propriedade dos
materiais sólidos e viscosidade que é uma propriedade dos materiais fluidos. Desta forma, materiais
viscoelásticos possuem propriedades sólidas e fluidas. A relação entre a tensão (σ) e a deformação
(ε) nestes materiais é uma função não apenas da deformação, mas também da taxa de deformação.
Assim, o diagrama tensão-deformação do material viscoelástico não é único, mas dependente da
taxa em que a deformação é desenvolvida no material.
Muitos fatores são capazes de alterar os resultados dos testes uniaxiais em tecidos biológicos. A
metodologia encontrada na literatura é bastante variada, o que dificulta a comparação entre os
estudos que utilizam testes uniaxiais de tração. Este capítulo traz uma breve descrição dos ensaios
mecânicos realizados em tecidos viscoelásticos, além de uma revisão da metodologia utilizada em
estudos que utilizaram o teste uniaxial de tração em tecidos biológicos. Os diferentes aspectos
envolvidos são descritos separadamente, tais como velocidade, forma de fixação, pré-
condicionamento, medição das características dimensionais, conservação e forma de ruptura,
mostrando as diferenças metodológicas entre os estudos.
16
2.2 Comportamento viscoelástico
Certas propriedades são características dos materiais viscoelásticos. Se um material viscoelástico é
alongado e mantido a um comprimento constante, a tensão declina gradualmente. Este declínio é
denominado tensão-relaxação. O comportamento do material é tanto viscoso, porque a tensão
diminui com o tempo, quanto elástico, porque o espécime mantém algum grau de tensão (Fung,
1993).
“Creep” (fluência) é outra propriedade viscoelástica e é caracterizada pela deformação contínua
com a carga fixada. Com a remoção da carga, o material inicia uma recuperação gradual da
deformação que pode ser completa ou não, dependendo das características do material (Özakaya e
Nordin, 1998).
Os testes cíclicos ou ciclos de carregamento podem simular condições de atividades esportivas e são
utilizados por alguns autores que têm estudado as propriedades de tecidos como o ligamento
cruzado anterior. Sekiguchi et al. (1998) propuseram identificar e quantificar, in vitro, os efeitos do
ciclo de carga nas propriedades de tensão dos conjuntos fêmur-LCA-tíbia de coelhos. Segundo os
autores, se a carga última de tração do LCA é afetada por ciclos de carregamento, a quantificação
do grau desta carga poderia prevenir lesões. Concluíram que o ciclo de carga in vitro do LCA de
coelho produz uma diminuição da carga última dentro de forças clinicamente relevantes. Entretanto,
a extrapolação destes dados para fenômenos clínicos deve ser feita com cautela, já que este estudo
não considera controle muscular ou fadiga.
Os materiais viscoelásticos não armazenam toda a energia que lhes é transferida ao serem
deformados por uma força aplicada, e assim, a energia transferida não está disponível para
recuperação. Quando uma força é aplicada e em seguida removida, parte da energia criada durante o
estiramento ou compressão do material pode dissipar-se na forma de calor e, portanto, o material
pode não retornar às suas dimensões originais. A perda de energia é denominada histerese (Norkin e
Levangie, 2001). Tem sido observado que a histerese não tem relação forte de dependência da taxa
de deformação (Fung, 1993).
17
Desta forma, pode-se perceber que a viscoelasticidade dos tecidos biológicos é demonstrada através
de testes experimentais designados para analisar seus aspectos tempo-dependentes. “Creep”,
relaxação, carregamentos com taxa de deformação constante e carregamentos cíclicos representam
as variadas condições de carregamento fisiológico que são vivenciadas pelo corpo humano e de
animais. Wang et al. (1997) citam exemplos; carregamentos a grandes taxas de deformação podem
ser utilizados para a simulação de acidentes veiculares ou trauma, carregamentos a médias taxas de
deformação para simular atividades diárias, “creep” para simular uma prolongada postura estática, e
carregamento cíclico para trabalhos em ambientes que vibram, como dirigir um caminhão.
2.3 Testes de tração
As propriedades mecânicas dos materiais biológicos podem ser determinadas através de vários
experimentos. A resposta destes tecidos a carregamentos de tração é analisada através de curvas de
tensão versus deformação obtidas por meio de testes de tração.
2.3.1 Testes Uniaxiais de Tração
O método mais comum para avaliar as propriedades de ruptura dos tecidos moles é o teste uniaxial
de tração, muito apropriado para tecidos como os ligamentos e tendões, mas pouco conveniente
para cartilagens, vasos sanguíneos e outros tecidos que não rompem pela tração direta (Koop e
Lewis, 2003).
Os testes mecânicos de tração uniaxiais ou unidimensionais consistem em prender a amostra no
equipamento de teste, onde uma extremidade é fixa e a outra móvel, aplicando através de seu
movimento a força de tração que provocará o alongamento do material.
No caso dos ligamentos de joelhos, estes testes podem ser aplicados no joelho inteiro ou em
ligamentos isolados. Testes de tração realizados no joelho inteiro têm a vantagem de que a
orientação das zonas de inserção é fisiológica. Esta orientação pode ser precisamente controlada. Já
18
os testes de tração de ligamentos isolados são realizados com cada ligamento isolado, com
diferentes feixes de fibras ou grupos de fibra. Por exemplo, testes de tração realizados nas fibras
antero-medial do LCA resultam em uma carga de ruptura quase quatro vezes maior que as fibras
posteriores (Pioletti, 1997).
Segundo Pioletti (1997), descrições mecânicas dos ligamentos obtidas de testes tradicionais são
divididas em duas classes: as propriedades estruturais e as mecânicas. As propriedades estruturais
consideram as características de tração do complexo osso-ligamento-osso como uma composição
funcional. As propriedades mecânicas são as características materiais da substância do ligamento.
Muitos estudos têm sido realizados para determinar as propriedades mecânicas dos ligamentos.
Entretanto, no ponto de vista cirúrgico, propriedades estruturais são mais importantes do que as
propriedades mecânicas. É papel da estrutura (osso-ligamento-osso) estabilizar mecanicamente a
articulação e não do ligamento sozinho.
A partir dos testes de tração, são obtidas as curvas de força versus alongamento unidimensional e
tensão versus deformação. Assim, submetendo as amostras a testes uniaxiais de tração pelo
aumento gradual da força e medindo o aumento correspondente em suas extensões, podemos obter
o gráfico força versus alongamento. Neste gráfico, os parâmetros geométricos como a área da seção
transversal e o comprimento de cada amostra são variáveis que irão interferir em sua curva. Quando
dividimos a força pela área da seção transversal da amostra e normalizamos a deformação pela
divisão da quantidade de alongamento pelo comprimento original, podemos obter o gráfico tensão
versus deformação. Este tipo de representação elimina a geometria como uma variável, permitindo
enfocar a atenção nas diferentes propriedades mecânicas dos diferentes materiais (Özakaya e
Nordin, 1998). Ou seja, qualquer que seja a área e o comprimento inicial da estrutura testada, os
valores da tensão e da deformação não se alteram, e por isso são parâmetros importantes para
comparação entre estruturas distintas.
A curva resultante de um único alongamento com uma velocidade constante tem várias regiões que
caracterizam o comportamento do tecido. Na primeira parte, a carga aumenta exponencialmente
com o aumento do alongamento. Essa primeira região (região “dedo”) é usualmente considerada
como a porção fisiológica em que o tecido normalmente funciona. Acredita-se que nessa região, o
19
tecido é alongado facilmente, sem muita força, e as fibras de colágeno se tornam alinhadas e
perdem a aparência ondulada à medida que a carga progride (Nordin e Frankel, 2003). Na segunda
parte, ocorre uma relação bastante linear. Corresponde à resposta do tecido ao alongamento
adicional. Maiores valores de força são exigidos para produzir quantidades equivalentes de
alongamento (Nordin e Frankel, 2003). Na terceira parte, a relação não é linear e termina com
ruptura.
A FIG 2.1 é uma ilustração de uma curva típica de carga versus deslocamento, feita para mostrar a
sua divisão em região “dedo” e em uma região mais linear.
FIG. 2.1 – Ilustração da curva de carga versus
deslocamento e suas divisões.
O módulo de elasticidade (E) para os tendões e ligamentos está baseado na clássica relação linear
entre a tensão (σ) e a deformação (e)
E = σ/e (1.1)
Na “região dedo” da curva, o módulo de elasticidade não é constante, mas aumenta gradualmente.
O módulo de elasticidade estabiliza na região secundária da curva, que é aproximadamente linear
(Nordin e Frankel, 2003).
20
Um problema encontrado nos testes uniaxiais é o fato de que os tecidos biológicos, como por
exemplo os ligamentos cruzados, são estruturas não isotrópicas. Nestes testes ocorre uma suposição
da isotropia do material, que pode constituir em uma hipótese bastante restritiva sobre o seu
comportamento.
2.4 Metodologias de ensaio
Poucos estudos têm como objetivo direto a análise das metodologias do teste uniaxial de tração em
tecidos biológicos, que não possui norma ou padrão estabelecido. Este tipo de ensaio é utilizado
como uma ferramenta metodológica para a avaliação de propriedades de tecidos, como aqueles
encontrados nas áreas de saúde, por exemplo, na substituição dos ligamentos por enxertos. Os
estudos também não descrevem com grandes detalhes como são os testes uniaxiais de tração e os
aspectos envolvidos. Ou seja, as metodologias utilizadas para este tipo de estudo diferem em vários
aspectos, tais como forma de fixação, conservação, velocidade, pré-condicionamento e medição das
características dimensionais. Esta variação da metodologia de ensaio reflete em diferenças nos
resultados encontrados, que apresentam uma expressiva discrepância, o que dificulta a comparação
entre os estudos.
Azangue et al. (2000), em um primeiro estudo com ligamentos de coelhos, encontraram valor de
carga de tração máxima de 150 ± 56 N, e, em um segundo estudo com a mesma metodologia,
obtiveram um valor significativamente maior de 344,8 ± 0,1 N. Tal fato mostra mais uma
dificuldade em se caracterizar os tecidos biológicos, pois além da influência da metodologia, os
resultados de testes realizados utilizando a mesma metodologia ainda podem apresentar variações.
Segundo Wang et al. (1997), observações nas características dos tecidos moles ainda resultam em
resultados incompletos e inconsistentes devido à grande variação da quantidade de amostras,
técnicas experimentais e protocolos experimentais envolvidos.
21
2.4.1 Velocidade
Como já mencionado, os ligamentos, assim como os tecidos biológicos são materiais viscoelásticos,
e desta forma são tempo-dependentes. Assim, a velocidade em que o teste é realizado irá interferir
no resultado experimental para suas propriedades mecânicas. As curvas de tensão podem ser
apresentadas em relação às deformações ou ao gradiente de deformação, com uma única ou a várias
velocidades de alongamento. Ou seja, não há uma padronização da taxa de alongamento para testar
ligamentos.
Segundo Noyes et al. (1974), a curva resultante no gráfico de força versus alongamento é
dependente da velocidade em que os testes em tecidos conjuntivos são realizados, devido à
acomodação das fibras colágenas, que ocorre com maior intensidade quando a velocidade aplicada é
lenta.
Kennedy et al. (1976) observaram a relação direta da velocidade dos ensaios de tração com a
resistência do ligamento, sendo que a força suportada pelos ligamentos foi maior à velocidade
maior.
Segundo Wang et al. (1997), as taxas de deformações mais altas produzem uma maior rigidez,
maior limite de resistência, menor deformação de ruptura e maior densidade de energia para
ruptura. Para tecidos moles, como o ligamento cruzado anterior, artérias e veias, a taxa de
deformação exibe um efeito menos significativo nas propriedades mecânicas. Mas para o ligamento
periodontal, tecidos passivos do coração e ligamento longitudinal anterior, a taxa de deformação
afeta significativamente as propriedades dos materiais.
Pioletti (1997), em seu estudo sobre as propriedades viscoelásticas dos tecidos moles, submeteu os
espécimes (LCA, LCM e tendão patelar humano e de bezerro) a quatro taxas de deformação
constantes: 0,3; 6; 9 e 12 mm/s. Em seu resultado, o autor coloca que, para todas as amostras, a
curva de tensão versus deformação não é linear e os efeitos da taxa de deformação são evidentes. As
diferenças entre as curvas de tensão versus deformação são principalmente observadas no início
22
(região “dedo”). A segunda parte das curvas, que é quase linear, não é muito afetada pelo aumento
da taxa de deformação.
Goertzen et al. (1997) descreveram uma metodologia e aparato de teste para determinar as
constantes necessárias para caracterizar as propriedades elásticas de materiais transversalmente
isotrópicos, como os meniscos da articulação do joelho. Utilizaram meniscos bovinos em um
mesmo protocolo de preparação das amostras com quatro diferentes orientações das fibras. A
velocidade usada no teste de tração variou de 0,001 a 0,6 mm/s. Somente propriedades elásticas
foram apresentadas no estudo. Segundo os autores, modelos tempo-dependentes de comportamento
dos tecidos moles têm sido formulados utilizando análises bifásicas ou modelo viscoelástico
quasilinear. Estes modelos requerem propriedades elásticas e viscoelásticas dos tecidos para
determinar a resposta total do tecido. Entretanto, as propriedades elásticas determinadas pelo
método utilizado formam uma parte importante de um modelo de tecidos moles mais abrangente.
Sekiguchi et al. (1998) propuseram quantificar e identificar os efeitos do ciclo de carga nas
propriedades de tração dos complexos fêmur-LCA-tíbia (FATC) de coelhos. Quarenta pares de
FATC foram divididos em quatro grupos, sendo que um FATC de cada par foi designado como
controle e o outro submetido ao carregamento cíclico. Os FATC do grupo controle foram pré-
condicionados, e submetidos ao teste de tração até a ruptura com velocidade média de 200 mm/min.
O limite de resistência de alongamento (UTS) foi calculado a partir da curva de carga-
deslocamento. A amostra contra-lateral foi pré-condicionada da mesma forma que o grupo controle,
e alongada ciclicamente (1,4 Hz) com magnitude de 20%, 30%, 40% ou 50% do UTS da amostra
controle por uma hora (simulando atividades esportivas) e, então, carregado até a ruptura com
velocidade média de 200 mm/min. Os resultados mostraram uma diminuição da carga última de
tração nos FATC sujeitos ao carregamento cíclico entre 40% e 50%, o que foi previamente sugerido
para atividades esportivas extenuantes. Não houve diferença significativa entre os valores médios
de UTS das amostras do grupo controle e daqueles submetidos ao carregamento cíclico a 20% e
30% do UTS.
Pioletti et al. (1999) testaram e quantificaram os efeitos da taxa de deformação nas características
mecânicas do complexo osso-ligamento cruzado anterior. Segundo os autores, o efeito da taxa de
23
deformação no LCA já tem sido demonstrado por muitos estudos prévios mas sem quantificar
especificamente o efeito da taxa de deformação na curva de tensão versus deformação. Onze LCA
bovinos foram tracionados até uma carga 300 N com sete diferentes taxas de deformação, sempre
na seguinte ordem: 0,1; 1; 5; 10; 20; 30 e 40%/s. Para provar que a ordem dos testes não afeta os
resultados, ao final dos testes as amostras foram novamente tracionadas com as taxas de
deformação de 0,1 e 5%/s. Quando as curvas de tensão versus deformação do carregamento inicial e
do recarregamento eram obtidas, apresentavam-se idênticas. As curvas obtidas das sete taxas de
deformação apresentaram tendências similares para todas as amostras. O efeito da taxa de
deformação foi claramente visível. Com deformação de 4%, a tensão correspondente aumentou por
um fator de três entre a taxa de deformação maior e menor. A influência da taxa de deformação foi
quantificada com uma nova variável denominada “tensão suplementar”, que descreve os efeitos da
taxa de deformação em toda a curva de tensão versus deformação. Para todas as amostras, as
diferenças entre as curvas de tensão versus deformação foram principalmente observadas em seu
início (região “dedo”). A segunda parte das curvas, que é quase linear, não foi muito afetada pelo
aumento da taxa de deformação. Não foi observada diferença estatística entre os valores do módulo
de elasticidade obtidos nas sete taxas de deformação. Esse resultado permitiu aos autores concluir
que o uso do módulo de elasticidade é inadequado para caracterizar o efeito da taxa de deformação
no complexo LCA-osso e que a tensão-suplementar foi mostrada ser uma variável representativa e
conveniente para quantificar os efeitos da taxa de deformação.
Brendolan (2000) estudou as propriedades da fáscia lata e do ligamento cranial de cães utilizando
testes de tração com velocidade de 8,47 mm/s, que é a velocidade máxima permitida pela máquina
utilizada para os testes. Os retalhos da fáscia lata foram testados retilíneos e torcidos e o ligamento
cruzado cranial de cães foi testado mantendo-se um ângulo de 0º, 15º de rotação externa e 15º de
rotação interna da tíbia em relação ao fêmur. Segundo a autora, para simular a ruptura do ligamento
in vivo, é fundamental que a velocidade dos testes seja o mais próximo possível daquela das
rupturas naturais. 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. Desta forma, os
métodos experimentais, especialmente no que diz respeito à velocidade de realização dos ensaios e
à angulação entre o fêmur e a tíbia durante a tração, influenciam significativamente os resultados e
24
devem ser considerados antes da comparação de dados entre diferentes estudos. O gráfico de força
versus alongamento foi obtido, do qual se determinaram as propriedades estruturais dos ligamentos
e retalhos de fáscia lata testados. Essas propriedades são únicas para a estrutura testada e incluem
medidas de força, alongamento, rigidez e energia absorvida. O gráfico de tensão versus deformação
foi também utilizado, permitindo calcular a tensão, deformação e o módulo de elasticidade. A
rotação externa e interna da tíbia de 15º não influenciou na carga de tração máxima do ligamento
cruzado cranial, nem em seu limite de resistência.
Nakano et al. (2000) estudaram a interferência do uso de parafuso para a fixação do enxerto duplo
de tendão flexor na reconstrução do LCA. Essa técnica foi comparada com três técnicas padrão de
fixação, que são comumente utilizadas. Para tal, utilizaram grupos submetidos diretamente a testes
de tração até a ruptura e grupos submetidos a testes cíclicos seguido de teste de tração até a ruptura.
No primeiro modo, foi utilizada uma velocidade de 50 mm/min. No segundo, 5000 ciclos de carga
de tensão submáxima foram aplicados de modo que o tendão foi alongado em 2 mm, e então,
submetido ao teste de tração até a ruptura com a velocidade de 50 mm/min. Os resultados foram
analisados em termos de rigidez linear e carga máxima para ruptura. A rigidez inicial foi definida
como a inclinação da linha entre os valores de carga de tração de 0,5 N e 5 N da curva de força
versus deslocamento, e a rigidez linear foi definida como a inclinação da região linear da curva de
força versus deslocamento. A carga máxima para a ruptura do complexo fêmur-enxerto-tíbia (FGT)
foi convencionalmente determinada do valor de pico na curva de força versus deslocamento. O
alongamento cíclico significativamente reduziu a rigidez inicial do complexo FGT em cada grupo.
A rigidez linear e a carga de tração máxima para ruptura após o ciclo de alongamento não
demonstraram diferença significativa quando comparada aos dados anteriores ao ciclo de
carregamento em cada grupo.
Azangue et al. (2000) caracterizaram os modos de ruptura nas lesões do LCA utilizando coelhos
como modelo e monitorando os danos através de emissão acústica. Dezesseis amostras foram
testadas em tração até a ruptura completa. Quatro amostras foram testadas com uma taxa de
deslocamento de 0,5 mm/min e 12 espécimes foram testadas com taxa de deslocamento de
10 mm/min. Foram plotados os gráficos da amplitude versus posição, amplitude versus tempo, força
versus tempo, razão da amplitude sobre a elevação do tempo versus tempo. Os resultados foram
25
analisados em termos de captação dos sinais acústicos que foram relacionados aos modos de ruptura
das fibras dos ligamentos.
Panjabi e Courtney (2001) realizaram um estudo in vitro para determinar os efeitos de uma única
“sublesão” ocorrida em alta velocidade na curva de força versus alongamento, utilizando 13 pares
de conjuntos fêmur-LCA-tíbia de coelhos. Segundo os autores, nenhum estudo na literatura tem
como objetivo os efeitos de um alongamento que cause uma “sublesão” provocada em alta
velocidade e a maior parte dos estudos biomecânicos que investigam a ruptura dos ligamentos tem
sido realizada a taxas de alongamento menores que 0,1 m/s. Um conjunto de cada par (grupo
controle) foi sujeito a dois testes de relaxação e alongados até a ruptura. O outro conjunto (grupo
experimental) foi sujeito seqüencialmente ao teste de relaxação, alongamento para “sublesão”, que
corresponde a 80% da deformação de ruptura do grupo controle, teste de relaxação, e então,
alongamento até a ruptura. O teste de relaxação consistiu de um alongamento de 0,75 mm, que foi
mantido por 180 segundos. Estes parâmetros do teste de relaxação foram selecionados devido a
estudos prévios que demonstram que esta deformação não causa lesão no LCA de coelhos ou que
mudanças nas propriedades viscoelásticas de ligamentos de coelhos a baixas taxas de deformação
ocorrem a partir de 10%/s. O alongamento para a ruptura ocorreu à velocidade de 1,01 m/s ou de
aproximadamente um taxa de deformação de 10%/s. Esta velocidade foi definida pela experiência
de que muitos traumas com “sublesão” ocorrem nestas proporções. A curva de força versus
deformação foi analisada em nove parâmetros, que incluem força de ruptura, deformação e energia
absorvida, medida das deformações a vários valores de força e rigidez. A partir daí, os autores
concluíram que um alongamento correspondendo a 80% da deformação de ruptura a alta velocidade
aumenta as deformações nos testes de força-deformação e diminuem as forças nos testes de
relaxação.
Zawawy et al. (2005) utilizaram testes de tração em complexos fêmur-LCM-tíbia de ratos para
estudar o local em que a ruptura ocorreria (LCM ou epífise femoral) e relacioná-lo com a idade dos
animais. As amostras foram testadas até a ruptura com deslocamento da tíbia a 0,25 mm/s. A
análise foi realizada através da comparação do local de ruptura e da carga máxima de ruptura das
amostras que romperam no ligamento e dos espécimes que romperam na epífise femoral.
26
2.4.2 Garras
A técnica de fixação usada para fixar o tecido mole na máquina de teste tem um papel fundamental
nos estudos experimentais desenvolvidos sobre as propriedades mecânicas deste tipo de material.
Nenhum estudo tem tratado desta questão propriamente. Bases metodológicas para escolher a
técnica de fixação mais apropriada para descrever as características dos tecidos merecem uma
análise comparativa mais detalhada. Os estudos analisados não descrevem com clareza a forma
utilizada para fixar suas amostras.
Pioletti (1997) utilizou resina sintética para fixar os conjuntos fêmur-LCA-tíbia em seu estudo. As
amostras foram fixadas sobre a estrutura de suporte do aparato experimental com o máximo de
fibras alinhadas na direção da força. O autor não descreveu com detalhes a técnica utilizada para
fixar as amostras na máquina de teste.
Goertzen et al. (1997) desenvolveram um aparelho específico para testar tecidos moles de pequenas
dimensões, o que inclui uma célula de carga de alta resolução para medição e detecção de um
carregamento inicial e pequenas garras, onde foram fixados meniscos bovinos de 2,6 mm de
largura, 0,75 mm de espessura e comprimento de aproximadamente 8 mm.
Sekiguchi et al. (1998) cortaram o fêmur e a tíbia 20 mm proximal e 40 mm distal da articulação do
joelho respectivamente. A tíbia foi montada em um cilindro de 35 mm de comprimento e 15 mm de
diâmetro, com cimento ósseo (polimetilacrilato). O fêmur foi fixado em uma garra de tipo “dedo”,
que minimiza a influência da inclinação do eixo femoral. Para adaptar o fêmur permitindo sua
fixação à garra, cada côndilo femoral foi cortado 2 mm a partir de suas pontas com uma pequena
serra e com o joelho flexionado ao máximo para proteger o LCA. Foram tomados cuidados para que
a direção da força fosse alinhada com os eixos anatômicos nos planos sagital e coronal.
Pioletti et al.(1999) isolaram os ligamentos da articulação mantendo apenas as inserções ósseas, que
foram colocadas em resina sintética. Foram utilizadas garras especiais que previnem o
escorregamento entre o espécime e as garras. Essas garras não foram descritas com detalhes.
27
Brendolan (2000) fixou o conjunto fêmur-LCA-tíbia com resina acrílica autopolimerizavel a tubos
de PVC. O tubo de PVC contendo a tíbia foi perfurado a dois centímetros da extremidade distal,
onde passava um pino para fixação do tubo à garra da máquina de teste de tração. Durante a
preparação, a crista da tíbia foi posicionada exatamente na reta vertical do orifício. Os ossos fixados
em resina foram então parafusados aos tubos de PVC, que foram inseridos em garras especialmente
confeccionadas para esse fim. A tíbia localizava-se na máquina na posição vertical e o fêmur foi
fixado na máquina em ângulo de 45
o
em relação à vertical, mantendo uma angulação de 135
o
entre
o fêmur e a tíbia, que era automaticamente imposta pela garra. Os retalhos de fáscia lata foram
presos diretamente nas garras da máquina de teste. A autora relatou a dificuldade de prevenir o
deslizamento destes retalhos durante os testes. Para solucionar o problema, empregou esparadrapos
envolvendo as extremidades dos retalhos, o que foi satisfatório, mas algum escorregamento deve ser
considerado quando da análise dos resultados. Segundo a autora, esse problema não ocorreu no teste
do ligamento, pois este continuava aderido às suas inserções ósseas que possibilitaram a inserção
perfeita às garras.
Nakano et al. (2000) realizaram os testes de tração preservando apenas o complexo fêmur-enxerto-
tíbia, que foi feito com a utilização de quatro técnicas diferentes. Cada osso foi colocado em um
cilindro de alumínio de 50 mm de diâmetro usando resina PMMA (polimetilacrilato). As amostras
foram montadas na máquina de teste com garras especialmente desenvolvidas. Essas garras não
foram descritas pelos autores. O joelho foi posicionado a 45
o
de flexão, de modo que o eixo
longitudinal do enxerto coincidia com o eixo dos túneis ósseos.
Azangue et al. (2000) fixaram a tíbia e o fêmur com cimento acrílico em recipientes plásticos. Esses
recipientes contendo os joelhos foram colocados em potes de alumínio e montados na máquina de
testes. O LCA foi posicionado de forma que fosse alinhado com a tíbia, e esta, fixada de modo que
fosse alongada em direção da força aplicada. Segundo os autores, embora os joelhos do coelho não
se posicionem desta forma, esta orientação pretende mimetizar a relação entre a tíbia e o fêmur
humanos em posição neutra.
Panjabi e Courtney (2001) utilizaram um aparelho de alta velocidade para realizar seus ensaios de
tração do complexo tíbia-LCA-fêmur de coelhos. Depois de descongelados e dissecados, a tíbia e o
28
fêmur foram cortados a aproximadamente 3 cm da linha articular. Dois arames foram inseridos
perpendicularmente dentro de cada extremidade óssea que, juntamente com um parafuso de 6 mm
de diâmetro, foram montadas em uma resina de poliéster. A extremidade tibial foi fixada à célula de
carga através de um parafuso. A extremidade femoral foi similarmente fixada à plataforma de
movimento. Durante a montagem do espécime na plataforma de teste, foi tomado o cuidado de
distorcer o LCA e alinhá-lo paralelo à tíbia.
Zawawy et al. (2005) fixaram o fêmur e a tíbia em tubos plásticos de 6,4 mm de diâmetro usando
PMMA (polimetilacrilato) para fixar o joelho durante o teste. As amostras foram fixadas a uma
máquina de teste de tração com a tíbia e o fêmur a 22,5
o
da horizontal resultando em um ângulo de
flexão do joelho de 45
o
. A extremidade proximal do espécime foi alongada horizontalmente. Uma
célula de carga de 22 N monitorou a força aplicada. A força e o deslocamento foram registrados
usando um computador com um sistema de aquisição de dados.
2.4.3 Pré-condicionamento
Quando uma amostra é submetida a uma variação cíclica da deformação, a resposta de tensão é
mostrada com uma curva de histerese em cada ciclo, mas a curva diminui com os ciclos sucessivos,
mantendo sua aparência após um número de ciclos. Este período de ajuste inicial necessário após
grandes perturbações é comum a todos os tecidos e denominado pré-condicionamento (Fung, 1993).
Segundo Fung (1993), a razão para a ocorrência do pré-condicionamento é que a estrutura interna
do tecido muda com o carregamento cíclico. Depois de repetidos ciclos, um estado constante é
alcançado em que nenhuma mudança adicional ocorre a menos que a rotina de ciclos seja
modificada. Mudando os limites do carregamento cíclico para cima ou para baixo, mudanças na
estrutura interna ocorrem novamente, e a amostra deve ser pré-condicionada outra vez.
Segundo Pioletti et al. (1997), o pré-condicionamento das amostras biológicas é certamente um dos
parâmetros mais importantes para a obtenção da reprodutibilidade dos dados. O alinhamento natural
das fibras é perdido se a amostras permanece em estado livre de tensão. É aceito que o pré-
29
condicionamento é o alinhamento das fibras ao longo da direção de força. Os resultados de testes
repetidos são mais consistentes quando as fibras são realinhadas. Ao contrário de Fung e de
diversos outros trabalhos, os autores não utilizaram testes cíclicos para realizar o pré-
condicionamento, mas uma taxa de deformação de 0,3 mm/s até uma força de 300N ser alcançada.
O primeiro teste iniciou após 30 minutos do pré-condicionamento.
Goertzen et al. (1997) utilizaram um alongamento de 0,01 mm/s (taxa de deformação de
aproximadamente 0,002/s) em todos os testes, para minimizar os efeitos viscosos.
Sekiguchi et al. (1998) carregaram o complexo fêmur-LCA-tíbia entre 0 e 0,5 mm de alongamento
10 vezes com velocidade de teste de 10 mm/min para pré-condicionamento.
Pioletti et al. (1999) pré-condicionaram os LCA bovinos trinta minutos antes do primeiro teste
realizando uma tração até 300 N, a uma baixa taxa de deformação. Esta força correspondia a uma
taxa de deformação menor que 10% em todas as amostras. Este limite de deformação foi escolhido
para evitar deformações plásticas ou danos às amostras, o que poderia posteriormente causar
comparações inapropriadas.
Nakano et al. (2000) realizaram um pré-condicionamento de 10 ciclos de carregamento e
descarregamento com carga de tensão entre 0 a 50 N e velocidade de 50 mm/min.
Panjabi e Courtney (2001) utilizaram um protocolo que consistia de quatro testes para cada amostra.
Antecedendo cada teste, foi realizado um pré-condicionamento consistindo de 10 alongamentos
cíclicos de 0,5 mm com 1 Hz.
Brendolan (2000), Azangue et al. (2000) e Zawawy et al.(2005) não realizaram pré-
condicionamento em seus estudos.
30
2.4.4 Medição de características dimensionais
A medição das características dimensionais dos tecidos moles não segue uma padronização. Em
muitos estudos biomecânicos, as dimensões para as amostras de LCA não são mencionadas.
Naturalmente, a geometria do LCA pode variar substancialmente para uma mesma amostra. Desta
forma, medições do comprimento e dimensão característica da área de seção transversal das
amostras de tecido mole devem ser realizadas. Quando dividimos a força pela área da seção
transversal do espécime e normalizamos a deformação pela divisão da quantidade de alongamento
pelo comprimento original, podemos obter o gráfico da tensão versus deformação, o que elimina a
geometria como uma variável, permitindo enfocar a atenção às diferentes propriedades mecânicas
dos diferentes materiais. Na literatura, estas medidas são baseadas em diferentes metodologias e
instrumentos.
Pioletti (1997) realizou as medidas de comprimento e dos diâmetros transversais com as amostras já
posicionadas na máquina de ensaio de tração e com a aplicação de uma força de 2 N. A medida do
comprimento foi feita com um paquímetro (resolução de 0,5 mm) e definida como a média de
quatro medidas sucessivas executadas entre quatro diferentes locais da amostra. A área da seção
transversal foi considerada com forma elíptica. Os dois diâmetros principais correspondentes foram
medidos em três diferentes posições ao longo da amostra. A média destas três medidas definiu a
referência da área da seção transversal. Os diâmetros principais foram medidos com um método
ótico (sem contato). Segundo o autor, a área da seção transversal dos ligamentos cruzados varia ao
longo de seu comprimento. A média das três medidas realizadas (próximo à inserção tibial, próximo
à inserção femoral e no meio do espécime) resulta em valores mais apropriados do que quando a
medida é feita somente no meio da amostra. A comparação do valor obtido para a área da seção
transversal, baseando-se na hipótese de seção elíptica, com valores de métodos mais precisos de
medida foi satisfatória. Segundo o autor, o método de medida sem contato, como usado nesse
estudo, é mais preciso que quando medido com micrômetro, como geralmente é feito.
Sekiguchi et al. (1998) mediram a área da seção transversal do LCA utilizando um micrômetro. A
medida foi realizada na porção média do ligamento. O comprimento não foi medido. Os autores
31
construíram apenas o gráfico de força versus deslocamento e calcularam o limite de resistência para
ruptura.
Pioletti et al. (1999) mediram o comprimento e a área da seção transversal dos LCA bovinos
quando as amostras foram posicionadas na máquina com a aplicação de uma força de 2 N. O
comprimento foi definido como a distância entre as duas inserções ósseas. A área da seção
transversal foi considerada elíptica e seus diâmetros principais medidos no meio do ligamento.
Ambos foram medidos com um paquímetro (resolução 0,5 mm). Os autores compararam essas
medidas com as medidas feitas com um aparelho ótico (resolução 10 µm) em seus estudos prévios,
e observaram que as diferenças nas medidas dos diâmetros foram menores que 0,5 mm. Segundo os
autores, as medidas dos dois diâmetros principais e, conseqüentemente, os valores de tensão podem
ser imprecisos se a área da seção transversal do espécime for bastante diferente da forma de uma
elipse.
Yamamoto et al. (2000) mediram as dimensões da área da seção transversal de suas amostras
usando um aparelho especialmente projetado para esse fim. A imagem lateral do fascículo de
colágeno foi ampliada por um microscópio de aumento e registrada com uma câmera e então
processada com um analisador de dimensões de vídeo. Os diâmetros foram medidos de 36 direções,
enquanto os fascículos eram rodados intermitentemente com um motor de intervalo regular de 5º. A
área da seção transversal foi calculada da média dos diâmetros, considerando secção circular. Estas
medidas foram feitas do meio do ligamento, de 2 mm proximais do meio e de 2 mm distais do meio.
Durante as medidas dos diâmetros, foi aplicada uma força constante de 0,01 N nos fascículos. O
estudo não informou como foi medido o comprimento dos fascículos.
Brendolan (2000) realizou medidas da largura, espessura e comprimento dos retalhos de fáscia lata
e do LCA. As medidas de largura e espessura dos retalhos de fáscia lata foram obtidas em quatro
pontos diferentes ao longo do comprimento e foi considerado o valor médio. A área da seção
transversal da fáscia lata foi calculada multiplicando a largura pela espessura. O comprimento do
LCA foi medido três vezes desde a inserção do fêmur até a inserção da tíbia, e foi considerado o
valor médio das medidas. Os diâmetros crânio-caudal (d1) e médio lateral (d2) do terço médio do
LCA foram medidos cinco vezes, sendo considerado o valor médio para cada diâmetro. A área da
32
seção transversal foi considerada como circular e foi calculada através da fórmula AT = 3,1416 x
[(d1 d2)/2]2 /4. Segundo a autora, os resultados das medidas deixam a desejar quanto à precisão,
pela dificuldade de se medir tecidos moles, pois o tecido cede a qualquer intensidade de pressão, o
que altera os resultados das medidas. Esse erro deve ser considerado quanto da análise dos
resultados.
Panjabi e Courtney (2001) posicionaram e tracionaram os LCA de coelhos até uma força de 2 N ser
alcançada. O comprimento inicial dos ligamentos foi então determinado utilizando um paquímetro
(resolução 0,01 mm). Não foi realizada a medida da área da seção transversal das amostras, não
havendo cálculo de tensão. Foram obtidos os gráficos de força versus deformação e calculada a
carga de ruptura, a rigidez, a deformação e a energia absorvida.
2.4.5 Conservação
Em muitos estudos, não é viável realizar os testes biomecânicos em espécimes frescos, ocorrendo
assim a necessidade de armazenamento. A forma mais comum de se armazenar os tecidos moles é o
congelamento, prática comum e aceitável. Alguns estudos se propõem a verificar as
possibilidades
de mudança nas propriedades dos tecidos moles causadas pelo congelamento.
Viidik e Lewin (1966) estudaram a influência de diferentes formas de armazenamento de tecidos
moles nas características da força de tração e histologia em ligamentos de coelhos. Dividiram 32
ligamentos de 16 joelhos em 4 grupos, que consistiam em: (1) joelhos armazenados em solução
salina 0,9% a 20º C por 5 horas antes do teste e com a articulação aberta para expor o ligamento à
solução salina; (2) joelhos armazenados do mesmo modo que o anterior por 24 horas a 4º C; (3) a
articulação intacta armazenada a - 20º C por uma semana e descongelada rapidamente em água a
37º C; (4) joelhos armazenados em formaldeido a 10 % por 6 dias com o ligamento exposto ao
fluido. Cada grupo foi comparado com o grupo controle que consistia de 14 ligamentos frescos. Os
parâmetros analisados foram a forma geral da curva força versus alongamento, a inclinação da
curva, a energia de ruptura, a força de ruptura, o alongamento para ruptura, variações abruptas na
curva de carregamento e lado da ruptura na preparação osso-ligamento-osso. As análises
33
histológicas foram realizadas com o LCP e foram usados métodos histológicos padrão. Onze
preparações de ligamentos suplementares foram pesadas imediatamente após a dissecação e
colocadas em solução salina como no grupo 2. Após remover a água da superfície, as preparações
foram pesadas novamente, seguindo do cálculo do seu peso seco. Os resultados obtidos para o
grupo 1 mostram que não houve diferença na forma geral da curva de força versus alongamento e
nos valores da inclinação, enquanto que a energia de ruptura foi maior nesse grupo, assim como a
força de ruptura e o alongamento para ruptura. A freqüência dos ressaltos nas curvas de
carregamento foi maior também nesse grupo, mas não houve diferença na distribuição do lado da
ruptura. No grupo 2, a forma geral da curva força versus alongamento não apresentou
peculiaridades, mas os valores da inclinação foram menores. A energia de ruptura, força de ruptura
e o alongamento para ruptura não apresentaram grandes alterações. Houve uma maior freqüência de
ressaltos na curva de carregamento, mas a distribuição dos locais da ruptura não foi afetada. Nas
preparações dos ligamentos que não foram sujeitos ao teste de tração, a quantidade de água
expressada em porcentagem do peso seco foi 146. Após o armazenamento, a quantidade de água
teve um aumento significativo de 60 %. No grupo 3, não houve variação na forma geral da curva
força versus alongamento. Os valores da inclinação, força de ruptura e o alongamento para ruptura
não diferiram do grupo controle. A energia de ruptura foi mais alta e houve mais ressaltos na curva.
Embora tenha havido mais rupturas nos ligamentos nesse grupo, não foi uma diferença
significativa. Finalmente, no grupo 4, a forma geral da curva força versus alongamento não se
alterou. A inclinação e a força de ruptura foram menores. A energia de ruptura e o alongamento
para ruptura não apresentaram diferenças. O aumento da quantidade de ressaltos na curva não foi
significativo e não houve diferença na distribuição do lado de ruptura. Somente o grupo 4
apresentou estudos histológicos satisfatórios. Os autores concluíram que nenhum dos modos de
armazenamento é satisfatório para a preservação das características de tração dos tecidos
conectivos. Os testes biomecânicos nestes tecidos devem ser realizados no menor espaço de tempo.
Woo et al. (1986) examinaram os efeitos do congelamento prolongado nas propriedades estruturais
do complexo ligamento colateral medial (LCM)-osso, incluindo as mudanças no comportamento
cíclico (tensão relaxamento, área de histerese, etc), assim como nas propriedades mecânicas do
ligamento. Dez coelhos machos foram sacrificados, tiveram os membros traseiros desarticulados e
divididos aleatoriamente em grupo controle (fresco) e grupo experimental (congelado). No grupo
34
experimental, cada membro traseiro foi envolvido com gaze embebida de solução salina e então,
fechado em sacolas plásticas e armazenado a –20
o
C por três meses. As amostras foram mantidas a
4ºC na noite anterior ao teste de tração e descongeladas a temperatura ambiente no dia do teste. Em
ambos os grupos, todos os tecidos em torno do joelho foram dissecados, mantendo somente o LCM
intacto. O fêmur proximal e a tíbia distal foram então cortados a 5 cm de comprimento da linha
articular do joelho e fixados na máquina de teste. Durante toda a preparação, as amostras foram
irrigadas com solução salina para evitar sua desidratação.
O modo de ruptura observado em ambos
os grupos (exceto em um caso) foi avulsão tibial. Isso é comum para esqueleto imaturo (epífise
aberta). Assim, os dados obtidos para esse grupo de animais não incluíram as propriedades de limite
de resistência do LCM, e dessa forma, um grupo adicional de nove coelhos machos com epífise
fechada foi estudado.
Para essas novas amostras do grupo experimental, o período de
armazenamento foi de um mês e meio. Os procedimentos usados nesse grupo de animais foram
idênticos aos anteriores. Neste estudo, os pesquisadores puderam observar que o armazenamento
por congelamento causou uma redução da área de seção transversal não significativa. Em termos de
propriedades estruturais do complexo, não houve mudanças significativas após três meses de
armazenamento. Nenhuma mudança significativa nas características cíclicas tensão-relaxamento
entre as amostras foi encontrada. Entretanto, houve uma significativa diminuição na área de
histerese durante os primeiros ciclos de carregamento e descarregamento após um congelamento
prolongado. Nos ciclos subseqüentes, essa diferença diminuiu, embora essa tendência tenha
continuado. Baseando nos resultados desse estudo, concluiu-se que as propriedades biomecânicas
dos ligamentos e tendões após congelamento prolongado não são diferentes daquelas obtidas com
amostras frescas. Os autores recomendam, entretanto, que os ligamentos e tendões do grupo
experimental sejam congelados intactos (com músculos, etc...) preferivelmente do que dissecados,
para minimizar a perda de água. Embora seja sempre melhor realizar testes biomecânicos de
ligamentos e tendões in situ e em animais vivos, ou com poucos minutos após o sacrifício, os
resultados obtidos nesse estudo indicam que o congelamento apropriado e cuidadoso não altera as
propriedades biomecânicas (com exceção da área de histerese) dos ligamentos e tendões.
Moon et al. (2005) avaliaram os efeitos do recongelamento nos ligamentos, especificamente nas
propriedades viscoelásticas e estruturais do complexo fêmur-ligamento colateral medial-tíbia
(FMTC), como também nas propriedades mecânicas do LCM em comparação com amostras
35
frescas, utilizando seis pares de joelhos de coelhas fêmeas. Um joelho de cada par foi designado
para o grupo fresco. As amostras foram dissecadas e preparadas para o teste imediatamente após o
sacrifício. Os joelhos do grupo de recongelamento foram envolvidos em gaze embebida com
solução salina, fechados em sacolas plásticas, e congelados a - 20º C por três semanas. Após este
primeiro período, foram descongeladas à temperatura ambiente e foram dissecadas e preparadas
para o teste de maneira idêntica às amostras do grupo fresco. Elas foram, então, envolvidas com
gaze embebida de solução salina, fechadas em sacos plásticos e recongeladas a - 20º C por mais
uma semana. Após esse período, as amostras foram descongeladas a temperatura ambiente e
testadas. Nenhuma diferença na aparência dos tecidos pôde ser observada. Mais ainda, nenhuma
diferença significativa foi detectada na área de seção transversal entre os grupos fresco e
recongelado. As curvas de carga versus alongamento e tensão versus deformação obtidas de ambos
os grupos apresentaram aparência similar. O recongelamento não induziu diferenças significativas
nas propriedades estruturais do FMTC. Não houve diferença significativa nas propriedades
mecânicas do LCM. Desta forma, os autores recomendaram que, para os protocolos de testes com
complexos biomecânicos requerendo vários dias, a amostra seja recongelada com cautela
mantendo-a úmida quando não estiver em uso. Entretanto, se a proposta é uma análise viscoelástica
sensível, o uso de amostras frescas deve ser considerada.
Em muitos estudos biomecânicos realizados em tecidos biológicos, não é possível submetê-los aos
testes logo após sua dissecação, sendo necessário o seu armazenamento. O congelamento é a técnica
mais utilizada na literatura, mas a forma como é realizado difere entre os trabalhos, que muitas
vezes não especificam de forma detalhada a metodologia usada.
Pioletti (1997) obteve as amostras bovinas em um açougue industrial 24 a 48 horas após a morte
dos animais. Os joelhos inteiros foram congelados a - 24º C durante cerca de 2 meses e
descongelados à temperatura ambiente 8 horas antes do experimento. Os joelhos humanos foram
obtidos do Departamento de Anatomia da Universidade de Lausanne, Suíça. As amostras foram
congeladas a - 30º C por cerca de 6 meses e descongeladas a temperatura ambiente por 8 horas. O
LCA, LCP e tendão patelar foram isolados deixando apenas suas inserções ósseas e as amostras
congeladas novamente a - 24º C até o dia do teste. As amostras foram mantidas em uma câmara a
37
o
C e 100 % de umidade por 30 minutos. Segundo o autor, temperatura e hidratação das amostras
36
são variáveis muito importantes. A câmara com temperatura constante a 37
o
C e 100 % de umidade
cria in vitro um ambiente que se aproxima das condições in vivo. as amostras não entraram em
contato com a água. De outro modo, os efeitos das diversas soluções devem ser considerados nos
testes das propriedades viscoelásticas.
Sekiguchi et al. (1998) envolveram suas amostras com gaze embebida de solução salina a -15º C.
As amostras foram umedecidas com solução salina durante o teste para evitar que ressecassem.
Pioletti et al. (1999) coletaram suas amostras 24 horas após a morte dos animais e as congelaram a -
24º C. Os experimentos foram realizados a temperatura ambiente (21º C) e as amostras foram
constantemente umedecidas com solução salina. Segundo os autores, o teste de tração pode ser
realizado com a amostras submersa em um banho para controle de temperatura. Entretanto, se o
banho fosse usado, o conteúdo de água e a tonicidade da solução teriam de ser considerados nos
estudos das propriedades viscoelásticas. Os autores hidrataram as amostras constantemente usando
um conta-gotas. Segundo os autores, o conteúdo da solução certamente influencia menos as
propriedades viscoelásticas quando hidratadas dessa forma, do que quando imersos em banho. Além
disso, para superar essas dificuldades, a solução utilizada para hidratação foi soro fisiológico.
Yamamoto et al. (2000) amputaram os membros inferiores, que foram envolvidos com gaze
embebida de solução salina, cobertos com filme plástico, e congelados a – 32
o
C logo após o
sacrifício dos animais. Na noite anterior aos testes mecânicos, cada membro foi descongelado a
4
o
C.
Nakano et al. (2000) congelaram suas amostras a - 40º C, descongelando à temperatura ambiente
24h antes do teste. As amostras foram mantidas umedecidas com solução salina fisiológica durante
a dissecação e teste. O estudo não informou por quanto tempo as amostras permaneceram
congeladas.
Azangue et al. (2000) amputaram os membros traseiros, que foram dissecados e envolvidos em
tecidos embebidos com solução salina e congeladas a - 40º C durante cerca de 4 meses. Na noite
anterior ao dia dos testes, as amostras foram descongeladas em refrigerador a + 4
o
C. As amostras
37
foram envolvidas com tecidos embebidos em solução salina durante todo o tempo para prevenir o
ressecamento durante o teste.
Panjabi e Courtney (2001) desarticularam os membros traseiros dos coelhos, mantendo os grupos
musculares intactos, colocados em sacolas plásticas e congelados a - 20º C. Para o teste de tração,
as amostras foram descongeladas e todo o tecido muscular e ligamentos dissecados, com exceção
do LCA. O estudo não informou por quanto tempo as amostras permaneceram descongeladas e qual
foi à técnica utilizada para o descongelamento.
Zawawy et al. (2005) congelaram suas amostras a – 70
o
C logo após o sacrifício, permanecendo
congelados até o dia do teste. Antes do teste, os membros inferiores foram amputados e a pele e
músculos retirados. As amostras foram mantidas umedecidas em solução salina até o momento do
teste. Depois de fixados na máquina de ensaio, os demais tecidos foram dissecados, com exceção do
LCM.
2.5 Formas de Ruptura do complexo osso-ligamento-osso
O modo como ocorre a ruptura no complexo osso-ligamento-osso é classificado por alguns autores
de acordo com as variações encontradas. A taxa de deformação, idade, quantidade de água e a carga
de tração máxima em tecidos biológicos pode ser a responsável pela variação dos modos de ruptura
do complexo osso-ligamento-osso.
Noyes et al. (1974) testaram em tração até a ruptura os LCA tirados dos joelhos de 30 primatas. Os
testes foram realizados em carga lenta e rápida. Os autores afirmaram que a ruptura por avulsão
óssea para o LCA, ocorrida na inserção tibial, se deu a taxas de deformação menores, e que, em
taxas de deformação maiores, a substância do ligamento tendia a ceder.
No trabalho de Woo et al. (1986), o modo de ruptura em amostras frescas e congeladas (exceto em
um caso) foi avulsão tibial. Segundo os autores, este é um modo comum para amostras
esqueleticamente imaturas. Assim, os dados obtidos para esse grupo de animais não incluíram as
38
propriedades de limite de resistência à tração da substância do LCM, e desta forma, um grupo
adicional de nove coelhos com epífises de crescimento fechadas foram estudadas. Para esse grupo
de animais mais velhos, somente cinco pares de amostras tiveram ruptura na porção medial do
ligamento, enquanto que os outros quatro pares tiveram ruptura por avulsão tibial.
Woo et al. (1991), utilizando amostras humanas, demonstraram uma diferença considerável na força
de tração do LCA de acordo com a idade; 2160 N para espécimes jovens (idade de 22 – 35 anos),
658 N em espécimes mais velhos (60 – 97).
Segundo Wang et al. (1997), para o complexo osso-ligamento-osso, a ruptura em altas taxas de
deformação é mais comum na porção média do ligamento do que a avulsão óssea, o que significa
que, para taxas de deformação mais altas, o aumento do limite de resistência na interface osso-
ligamento é maior do que no próprio ligamento. Os autores citam o trabalho de Neumann et al.
(1994), que obtiveram valores de carga máxima de 612 (± 171) N para a ruptura na inserção e 1043
(± 318) N para a ruptura na substância do ligamento, em ligamentos longitudinais anteriores de
humanos. Segundo os autores, isso sustenta o argumento de que os valores de ruptura são alterados
com as mudanças dos mecanismos da ruptura.
Entretanto, nenhuma diferença foi observada nos modos de ruptura por Danto e Woo (1993), que
realizaram seus estudos em LCA e tendão patelar de coelhos entre taxas de deformação de 0,003 a
113 mm/s.
Sekiguchi et al. (1998) apresentaram padrões diferentes de ruptura do complexo fêmur-LCA-tíbia;
(1) avulsão do osso no lado de inserção, (2) ruptura do ligamento em sua inserção, sem fragmento
ósseo, (3) ruptura da substância do ligamento. O grupo submetido a testes uniaxiais de tração não
apresentou ruptura fora da substância do ligamento, enquanto que o grupo submetido a
carregamentos cíclicos apresentou rupturas em avulsão ou na inserção tibial. Segundo os autores,
ruptura completa do LCA ocorre mais freqüentemente na substância do ligamento. Os autores
citaram os trabalhos de Woo et al. (1987, 1991), que afirmam que o lado da inserção tibial é o modo
mais comum de ruptura em espécimes de LCA jovens humanos e de coelhos, quando as cargas são
aplicadas ao longo do eixo anatômico ou tibial.
39
Brendolan (2000) testou conjuntos fêmur-LCA-tíbia de cães em 0
o
de rotação da tíbia em relação ao
fêmur, em rotação externa de 15
o
e em rotação interna de 15
o
. Dos ligamentos testados a 0
o
de
rotação, 76,9% dos ligamentos romperam no terço médio, 15,4% romperam parte no terço médio e
parte na inserção da tíbia, e 7,7% tiveram ruptura total na inserção da tíbia. Já nos ligamentos
testados em rotação externa de 15
o
, 87,5% romperam no terço médio, 12,5% sofreram fratura por
avulsão do côndilo lateral do fêmur. Finalmente, na rotação interna de 15
o
, 71,4% romperam no
terço médio, 14,3% romperam na inserção tibial e 14,3% romperam parte na inserção tibial e parte
na inserção femoral. A autora faz comparação a outras referências e conclui que a ruptura no terço
médio do ligamento cruzado de cães é o modo predominante neste modelo experimental,
independentemente da idade, 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 secção transversal nesta região. Segundo a autora, o caso de avulsão do côndilo
femoral ocorreu devido à idade do animal, de arcada dentária compatível a um ano, pois
provavelmente não havia ocorrido fechamento completo das placas de crescimento já que a
velocidade dos testes de tração (8,47 mm/s) foi a mesma em todos os casos.
Azangue et al. (2000) utilizaram ondas de emissão acústica para caracterizar os modos de ruptura do
LCA de coelhos. Segundo os autores, os eventos da emissão acústica resultante da ruptura das fibras
são facilmente distinguidos de outras formas de danos pelo seu pico de amplitude relativamente mais
alto. Utilizaram duas velocidades de teste 0,5 mm/min e 10 mm/min. Em ambas as velocidades,
todos as amostras romperam no ligamento com pequenas bandas de fibras rompendo ao mesmo
tempo. Os sinais de emissão acústica ocorreram somente quando houve uma lesão irreversível na
amostra. Segundo os autores, outros possíveis modos de ruptura podem ocorrer como micro-
rupturas, avulsão óssea, avulsão da fibra em sua inserção e múltiplas rupturas da fibra.
Zawawy et al. (2004) tiveram como objetivo examinar a idade em que a ocorrência da avulsão da
epífise femoral cessa, utilizando testes em LCM de ratos como modelo. Para tal, realizaram testes
uniaxiais de tração em dez conjuntos fêmur-LCM-tíbia a 0,25 mm/s. Para avaliar o fechamento do
platô de crescimento, foi realizada uma radiografia lateral de ambas as extremidades inferiores. Os
maiores índices de avulsão da epífise femoral ocorreram nos ratos com 4 meses de idade (60%),
40
apesar de sua fusão estar radiologicamente aparente. Somente 10% dos joelhos de ratos de 5 e 6
meses testados tiveram avulsão da epífise femoral. Além da idade de maturidade esquelética, os
autores sugerem que a pata de dominância pode contribuir para o aumento da força do ligamento.
Robinson et al. (2005) classificaram as formas de ruptura, podendo ocorrer na inserção femoral, na
inserção tibial ou na substância do ligamento. A ruptura da inserção femoral ou tibial foi definida
como avulsão da inserção óssea. Ruptura da substância do ligamento foi definida como ruptura do
ligamento sem avulsão óssea. Dos oito complexos fêmur-LCM-tíbia humanos testados, um sofreu
ruptura na inserção tibial, dois sofreram ruptura na substância do ligamento e cinco na inserção
femoral.
41
3. Materiais e métodos
3.1 Introdução
Os diversos aspectos metodológicos envolvidos na realização dos ensaios uniaxiais de tração em
ligamentos são apresentados nesse capítulo. As amostras foram obtidas pelo Departamento de
Patologia da Escola de Veterinária da UFMG e congeladas a -15º C. Foram divididas em grupos
de acordo com a velocidade de deformação utilizada no teste. A fixação da amostra constituiu
uma grande dificuldade metodológica para a realização dos ensaios mecânicos em tecidos moles
e uma breve discussão sobre as garras utilizadas no trabalho é apresentada nesse capítulo. Outros
aspectos envolvidos foram as medidas das características dimensionais, o aparato de teste
utilizado e os cuidados com as amostras durante a preparação e o teste.
3.2 Amostras
3.2.1 Origem e conservação
Dezesseis joelhos frescos de cães adultos foram preparados pelo Departamento de Patologia da
Escola de Veterinária da UFMG. Todo o tecido, com exceção do LCA, foi removido da
articulação, obtendo-se o conjunto fêmur-LCA-tíbia. As amostras foram envolvidas com gaze,
mergulhadas em solução salina, colocadas em sacos plásticos e congeladas a -15º C. Doze horas
antes dos testes de tração, os conjuntos fêmur-LCA-tíbia foram descongelados à temperatura
ambiente. Durante toda a preparação e teste, as amostras foram umedecidas com solução salina
0,9%. O tempo de congelamento variou entre as amostras.
___________________________________________
O projeto dessa dissertação foi aprovado pelo comitê de ética em experimentação animal da UFMG
(CETEA/UFMG), em 01/06/2005, protocolo nº 037/05.
42
De cada amostra, foi anotado o sexo, peso, idade e raça, conforme mostrado na TAB 3.1.
TABELA 3.1 – sexo, peso, idade e raça do cão relacionado a cada joelho
Joelho Sexo Peso (kg) Idade (anos) Raça
1 M 34,0 6 Fila
2 F 36,0 2 Rottweiler
3 F 36,0 2 Rottweiler
4 M 36,7 4 Fila
5 F 40,0 7 Fila
6 M 35,0 4 Fila
7 M 35,0 4 Fila
8 M 30,0 1,7 Pit Bull
9 M 30,0 1,7 Pit Bull
10 M 36,0 1 Fila
11 M 36,0 1 Fila
12 M 34,0 2 Rottweiler
13 M 34,0 2 Rottweiller
14 M 35,0 3 Rottweiler
15 M 35,0 3 Rottweiler
16 M 34,0 2 Fila
3.3 Medição de características dimensionais
O comprimento e dimensão característica da seção transversal das amostras foram usados para
calcular a tensão e a deformação. Essas medidas foram feitas com as amostras fixadas à máquina de
ensaio e com a aplicação de uma força de 2 N, seguindo o procedimento do trabalho de Pioletti
(1997).
As medidas do comprimento e dos diâmetros antero-posterior e medial-lateral foram feitas com um
paquímetro analógico de resolução 0,01 mm. Todas as medidas foram realizadas pelo mesmo
examinador.
43
O comprimento do LCA foi medido desde a inserção do fêmur até a inserção da tíbia, sendo
realizadas três medidas, considerando-se seu valor médio.
A área da seção transversal do LCA foi calculada considerando que a seção tem forma elíptica ou
circular para fins de comparação. As medidas dos diâmetros antero-posterior e médio-lateral foram
feitas no terço médio do LCA, sendo realizadas três vezes, calculando-se o valor médio para cada
diâmetro.
3.4 Teste de tração
3.4.1 Condições de teste
Doze horas antes do ensaio, as amostras foram descongeladas à temperatura ambiente, sendo
mantidos em solução salina 0,9%.
Os conjuntos fêmur-LCA-tíbia foram divididos aleatoriamente em 3 grupos de 5 amostras cada, da
seguinte forma:
• Grupo 1: Amostras para teste com velocidade de deformação de 1 mm/s;
• Grupo 2: Amostras para teste com velocidade de deformação de 4 mm/s;
• Grupo 3: Amostras para teste com velocidade de deformação de 8 mm/s.
Como são coletados sempre dois joelhos, um joelho não entrou em nenhum grupo, ficando como
reserva no caso de alguma eventualidade.
Esta variação da velocidade de deformação possibilitou a análise de sua influência nos resultados
obtidos pelo teste uniaxial de tração.
A angulação do conjunto fêmur-LCA-tíbia foi ajustada tendo como referência o alinhamento
longitudinal do ligamento. Segundo Pugliesi et al. (2005), as diferenças na angulação não causam
grandes alterações nos resultados.
Os testes foram realizados à temperatura ambiente.
44
3.4.2 Garras
As garras têm um importante papel nos estudos experimentais das propriedades mecânicas dos
tecidos moles. A maioria dos estudos não descreve de forma detalhada o modo utilizado para fixar
as amostras. As dificuldades técnicas associadas com a fixação dos tecidos moles ocorrem em
grande parte devido à geometria complexa desse tipo de material. No presente estudo houve uma
grande dificuldade para a adequação da fixação das amostras. Duas tentativas de fixação do
material foram testadas antes do desenvolvimento da garra utilizada.
A primeira tentativa de fixação foi com o LCA isolado de suas inserções ósseas. As garras
utilizadas consistiam de duas chapas de aço, entre as quais os ligamentos foram presos, como
mostram as FIG 3.1 A e B (Resende et al., 2005). Dois parafusos, juntamente com uma lixa, foram
utilizados para pressionar as chapas entre si, tentando prevenir o escorregamento dos ligamentos.
Mesmo com esses cuidados, houve uma grande dificuldade em manter uma efetiva fixação das
amostras às garras, já que o tamanho das fibras de colágeno do ligamento é variável e torna-se
necessário apertar o ligamento entre as chapas, provocando um escorregamento e deformação do
material, já que se trata de um tecido mole. Essa compressão das extremidades do ligamento pela
garra pode resultar em uma alteração acentuada da resistência mecânica das fibras de colágeno.
O maior problema encontrado nessa forma de fixação foi o escorregamento entre os ligamentos e a
superfície metálica durante o teste de tração, que ocorreu logo no início do teste, com cargas ainda
baixas. A FIG 3.2 (Resende et al., 2005) mostra a curva de carga axial versus deslocamento, onde
pode ser observado um acentuado declive que ocorreu provavelmente devido ao escorregamento
entre o ligamento e a superfície metálica. Outra provável causa do declive na curva de força versus
deslocamento é a ruptura de algumas fibras de colágeno durante o teste, principalmente onde estas
fibras estavam sendo comprimidas pela garra. Os testes foram realizados na máquina Instron,
localizada no laboratório do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN), com
velocidade de deformação de 0,17 mm/s. Apesar destes problemas experimentais, a parte inicial da
curva mostrada na FIG 3.2 apresenta uma aparência comum às curvas obtidas através de testes de
tração realizados por outros autores, como no trabalho de Panjabi e Courtney (2001). Como o nível
de carregamento foi bastante baixo, as características da amostra praticamente se mantiveram no
regime elástico.
45
FIGURAS 3.1 A e B – Garras constituídas por chapas metálicas que fixam os LCA isolados de
suas inserções ósseas (Resende et al., 2005).
FIGURA 3.2 – Curva de carga axial versus deslocamento das amostras
de LCA testados isolados de suas inserções ósseas com
taxa de alongamento a 0,17 mm/s (Resende et al., 2005).
Para evitar os problemas experimentais ocorridos com a garra das FIG 3.1 A e B, uma segunda
técnica de fixação foi utilizada. As amostras de LCA foram preparadas com suas inserções ósseas,
formando o conjunto fêmur-LCA-tíbia e presas à máquina de teste utilizando parafusos de meia
polegada com suas cabeças soldadas em uma das extremidades das chapas de aço, conforme mostra
a FIG 3.3 A e B (Resende et al., 2005). Os parafusos foram inseridos diretamente nos ossos, sendo
aplicado cimento cirúrgico (polimetil acrilato) para reforçar a fixação. Do mesmo modo que o teste
46
mostrado na FIG 3.2, os ensaios foram realizados na máquina Instron, localizada no laboratório do
Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN), com velocidade de alongamento de
0,017 mm/s, 0,17 mm/s, 0,3 mm/s e 0,83 mm/s. Entretanto, a baixa aderência na superfície de
contato entre o parafuso e o osso impediu a realização do teste de tração nas velocidades 0,3 mm/s e
0,83 mm/s. Nessas velocidades, o parafuso escorregou e soltou do osso logo no início do teste. Nas
velocidades 0,017 mm/s e 0,17 mm/s o escorregamento também ocorreu, porém a valores de
carregamento maiores. A FIG 3.4 (Resende et al., 2005) apresenta a curva de força versus
deslocamento para os LCA testados na velocidade de 0,17 mm/s.
FIGURA 3.3 – (a) Garra construída com parafusos soldados a chapas metálicas
(b) Garras presas à máquina de teste. (Resende et al., 2005).
FIG. 3.4 – Curva da carga axial versus deslocamento axial para os conjuntos fêmur-
LCA-tíbia de cães para a taxa de alongamento de 0,17mm/s
(Resende et al., 2005)
.
47
Com o objetivo de eliminar as dificuldades técnicas que ocorreram nas duas técnicas de fixação
testadas, uma nova garra, projetada especialmente para testar conjuntos fêmur-LCA-tíbia, foi
desenvolvida. A garra é composta por duas partes separadas (FIG. 3.5). As duas partes contêm
cilindros de aço, onde cada osso é inserido e fixado. Estes cilindros possuem furos perpendiculares
à direção de seu comprimento que permitem a fixação dos ossos através de parafusos. Uma chapa
de aço é soldada paralelamente em cada cilindro. Estas chapas possuem dois furos oblongados
prendendo-as a uma segunda chapa através de parafusos, o que permite seu ajuste a amostras de
diferentes tamanhos. Na parte inferior da garra, em que a tíbia é fixada, a segunda chapa é soldada a
uma terceira, fazendo um ângulo de 90
o
, que é presa na máquina de teste de tração. Na parte
superior, em que o fêmur é fixado, a segunda chapa é presa a uma terceira através de um parafuso
especial que permite ajustes para o alinhamento do conjunto fêmur-LCA-tíbia permitindo sua
utilização em amostras de diferentes tamanhos e em ângulos variados de inclinação entre os ossos e
a linha central. Lateralmente a esta chapa, há um parafuso que limita sua movimentação para o
mesmo lado. O projeto da garra se encontra no anexo 3.
No primeiro teste desta nova garra, o cilindro da parte superior não suportou a força exercida pelo
osso ao ser tracionado e deformou. Desta forma, os cilindros de ambas as partes foram substituídos
por outros mais espessos, que não cederam à força exercida pelos ossos, como mostrado na FIG. 3.5
A e B. Esta nova garra eliminou todos os problemas anteriores e foi utilizada nos experimentos
deste estudo.
As dimensões dos ossos variam entre as amostras e ao longo de seu comprimento, o que pode gerar
folgas excessivas entre os cilindros e as inserções ósseas dos conjuntos fêmur-LCA-tíbia. Para a
redução de possíveis folgas, nessa terceira garra, são utilizadas buchas de madeira, que são
fabricadas de acordo com os diâmetros dos ossos. Essas buchas são um meio eficiente de reduzir os
movimentos laterais das amostras durante o momento de fixação e durante os ensaios de tração.
48
3.4.3 Aparato experimental
Os testes realizados com as duas primeiras garras (FIG. 3.1 e 3.3) foram realizados na máquina
universal de ensaio de tração Instron (Instron, Ltda, Canton, Massachusetts), localizada no
laboratório do Centro de Desenvolvimento de Tecnologia Nuclear (CDTN). O sistema consiste de
uma célula de carga de 500 kgf, calibrada para medidas entre 0 e 100 kgf, um transdutor de
deslocamento, que permite medir deslocamentos na média de 0 a 50 mm, e um sistema de aquisição
de dados Agilent, modelo 34970 A.
Para os testes realizados com a terceira garra (FIG. 3.5), foi utilizada a máquina de ensaio universal
Instron, modelo 5869, eletromecânica controlada por computador, com transdutor de força de 5 kN,
que está instalada no laboratório de testes de tração da Fundação Centro Tecnológico de Minas
Gerais (CETEC). O software utilizado foi o Bluehill.
O aparato de teste fornece os valores de incremento de força e das variações do alongamento em
função do tempo, além da curva força versus alongamento de cada amostra. Através das medições
dimensionais das amostras, é possível gerar a curva tensão versus deformação, e calcular as
FIGURAS 3.5 A e B – Fotos da garra construída especialmente para ser utilizada
nos testes de tração do conjunto fêmur-LCA-tíbia.
49
propriedades mecânicas dos ligamentos, tais como, o limite de resistência, a deformação última de
ruptura e o módulo de elasticidade para cada amostra.
A FIG 3.6 mostra a máquina de ensaio universal Instron localizada no CETEC.
FIGURA 3.6 – Máquina Instron, modelo 5869, instalada no
laboratório de testes de tração da Fundação
Centro Tecnológico de Minas Gerais (CETEC).
50
4. Resultados e Análise
4.1 Introdução
As propriedades estruturais do complexo fêmur-LCA-tíbia são avaliadas neste estudo
usando joelho de cães como modelo. Os parâmetros mecânicos incluem o limite de
resistência, a deformação última de ruptura e o módulo de elasticidade, que são obtidos por
meio das curvas de tensão versus deformação em diferentes velocidades de deformação.
São analisadas as diferenças entre os comportamentos e os parâmetros das curvas tensão
versus deformação, além dos aspectos metodológicos que envolvem o ensaio uniaxial de
tração em tecidos moles.
4.2 Técnica de fixação
Os conjuntos fêmur-LCA-tíbia foram fixados utilizando-se a garra desenvolvida
especialmente para esse fim (ver FIG. 3.5). Os ossos foram inseridos nos cilindros
constituintes da garra e fixados por parafusos. Como o diâmetro dos ossos não é o mesmo
ao longo de seu comprimento e nem entre os ossos, foram utilizadas buchas de madeira,
produzidas de acordo com o diâmetro de cada osso, para impedir movimentos no interior da
garra. As FIG 3.5 A e B mostram um conjunto fêmur-LCA-tíbia preso à garra. As
velocidades de deformação testadas foram de 1 mm/s, 4 mm/s e 8 mm/s.
Todos os ensaios foram realizados na máquina de ensaio universal Instron, modelo 5869,
mostrada na FIG 3.6, a qual se encontra no laboratório de testes de tração da Fundação
Centro Tecnológico de Minas Gerais (CETEC). O aparato experimental fornece
incrementos de forças e as variações do alongamento em função do tempo durante todo o
ensaio de tração, além da curva força versus alongamento para cada amostra testada, como
mostra a FIG 4.1.
51
A FIG 4.1 mostra a curva força versus alongamento fornecida pelo aparato experimental
para a amostra 1.
-100
0
100
200
300
400
500
600
700
6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23 24
Trd Força (N)
Extension (mm)
Specimen 1 to 1
Specimen #
1
A partir dos dados fornecidos por esse aparato experimental e com a realização das medidas
das dimensões dos ligamentos, foi possível calcular os valores de tensão e deformação de
todas as amostras. Foi considerada a forma elíptica para o cálculo da área de seção
transversal do LCA.
Durante os testes, nove amostras já haviam sido testadas e apenas uma, testada à velocidade
de deformação de 1 mm/s, rompeu no ligamento. Três amostras tiveram avulsão da
inserção femoral. Cada uma dessas amostras estava sendo testada em uma das três
velocidades propostas. Cinco amostras fraturaram em algum ponto do osso, geralmente no
local de apoio da garra ou de inserção dos parafusos. Este fato também ocorreu nas três
velocidades de deformação. Essas amostras apresentavam defeitos como trincas nos ossos,
que foram causadas provavelmente no momento da coleta.
FIGURA 4.1 – curva de força versus alongamento fornecida pelo aparato
experimental para a amostra 1.
Specimen –amostra
Trd Força – força
Extension -
alongamento
52
As FIG 4.2 e 4.3 mostram amostras que sofreram avulsão da inserção femoral e fratura
óssea respectivamente.
Na tentativa de solucionar esses problemas, as buchas de madeira foram substituídas por
tubos de PVC e foi aplicado cimento cirúrgico (PMMA) entre os ossos e o tubo de PVC.
Duas amostras foram testadas desta forma. A primeira, testada à velocidade de 1 mm/s,
apresentou um resultado satisfatório, rompendo no ligamento. Já na segunda tentativa, à
velocidade de 4 mm/s, ainda houve fratura por avulsão femoral.
Sendo assim, a utilização do cimento cirúrgico não foi totalmente satisfatória e uma nova
técnica de fixação foi realizada, substituindo o cimento cirúrgico por massa plástica. Quatro
novas amostras foram coletadas nas mesmas condições das anteriores. Todas as amostras
testadas, nas três velocidades de deformação propostas apresentaram ruptura no ligamento.
As FIG 4.4 a e b mostram uma amostra que sofreu ruptura do LCA antes e após o teste de
tração.
FIGURA 4.2 – Foto da amostra
que sofreu avulsão da
inserção femoral.
FIGURA 4.3 – Foto da amostra que sofreu fratura óssea.
53
A TAB 4.1 mostra as características das novas amostras, que incluem sexo, peso, idade e
raça.
TABELA 4.1
-
características das novas amostras coletadas – sexo, peso, idade e raça.
Joelho Sexo Peso (kg) Idade (anos) Raça
17 M 35 3 Rottweiler
18 M 35 3 Rottweiler
19 M 34 3 Fila
20 M 34 3 Fila
A idade dos cães testados variou entre 1 e 6 anos, com média de 2,82 anos e a idade dos
cães cujos joelhos sofreram avulsão femoral variou de 1,7 a 4 anos, com média de 2,43
anos (espécimes 7, 9, 12 e 13). Desta forma, baseando-se nos resultados obtidos, não foi
possível relacionar a idade do animal e nem a velocidade de deformação com a forma de
Figura 4.4 a – Foto de espécime fixado
à máquina de ensaio antes
do teste de tração.
Figura 4.4 b – Foto de espécime fixado
à máquina de ensaio após
do teste de tração,
apresentando ruptura no
ligamento
54
ruptura, como feito por alguns autores (Brendolan, 2001; Woo et al., 1986; Noyes et
al.,1974). Entretanto, não havia cão com idade inferior a um ano, idade em que a epífise de
crescimento já se consolidou. Segundo Vasseur et al. (1985), a forma mais comum de
ruptura do LCA é em seu terço médio, independentemente da idade, desde que já tenha
ocorrido o fechamento das placas de crescimento.
A TAB 4.2 fornece dados dos cães e a forma de ruptura do LCA.
TABELA 4.2 – Relação entre as amostras e suas características e a forma de ruptura.
Joelho Sexo Peso (kg) Idade (anos) Raça Forma de
fixação
Local de
ruptura
1 M 34 6 Fila PVC + massa
plástica
Ligamento
2 F 36 2 Rottweiler PVC + massa
plástica
Ligamento
3 F 36 2 Rottweiler PVC + massa
plástica
Ligamento
4 M 36,7 4 Fila Bucha de
madeira
Fratura
óssea (tíbia)
5 F 40 7 Fila Bucha de
madeira
Fratura
óssea
(fêmur)
6 M 35 4 Fila PVC + cimento
cirúrgico
Ligamento
7 M 35 4 Fila PVC + cimento
cirúrgico
Fratura
avulsão da
fise femoral
8
M
30
1,7
Pit Bull
Descartado
(trinca óssea)
9 M 30 1,7 Pit Bull Bucha de
madeira
Fratura
avulsão da
fise femoral
55
10 M 36 1 Fila Bucha de
madeira
Fratura
óssea (tíbia)
11 M 36 1 Fila Bucha de
madeira
Fratura
óssea
(fêmur)
12 M 34 2 Rottweiler Bucha de
madeira
Fratura
avulsão da
fise femoral
13 M 34 2 Rottweiller Bucha de
madeira
Fratura
avulsão da
fise femoral
14 M 35 3 Rottweiler Bucha de
madeira
Ligamento
15 M 35 3 Rottweiler Descartado
(trinca óssea)
_____
16 M 34 2 Fila Bucha de
madeira
Fratura
óssea (tíbia)
17 M 35 3 Rottweiler PVC + massa
plástica
Ligamento
18 M 35 3 Rottweiler PVC + massa
plástica
Ligamento
19 M 34 3 Fila PVC + massa
plástica
Ligamento
20 M 34 3 Fila PVC + massa
plástica
Ligamento
Por meio dos ensaios realizados, é possível verificar a importância da forma de fixação de
tecidos moles na realização de testes uniaxiais de tração. Isso, porém, é geralmente
subestimado. De uma forma geral, os trabalhos apresentados na literatura técnica não
descrevem de forma detalhada o modo empregado para fixar as amostras.
Para o desenvolvimento dos ensaios, houve grandes dificuldades na adequação da forma de
fixação das amostras de LCA. A primeira tentativa foi testar os ligamentos isolados de suas
inserções ósseas, utilizando uma garra constituída por chapas metálicas, como mostrado na
TABELA 4.2 - Continuação – Relação entre as amostras e suas características e a forma de ruptura.
56
FIG 3.1. Esta forma de fixação falhou, já que os ligamentos escorregaram entre as garras. A
compressão das extremidades do ligamento entre as chapas também foi um problema, pois
pode ter acarretado rupturas em algumas fibras do ligamento, gerando redução de sua
resistência mecânica. Devido aos problemas encontrados nessa primeira tentativa, pôde-se
perceber que a melhor forma seria testar os ligamentos mantidos em suas inserções ósseas,
como um conjunto fêmur-LCA-tíbia. Isso, no entanto, não solucionou todos os problemas
de fixação. Se a garra utilizada para prender o conjunto fêmur-LCA-tíbia não for adequada,
problemas como escorregamento podem acontecer. Foi o que ocorreu na segunda tentativa
de fixação, feita utilizando uma garra constituída por parafusos soldados a chapas de aço,
como mostrado na FIG 3.3. O desenvolvimento de uma garra mais elaborada foi o próximo
passo para a obtenção do êxito nos testes de tração. Porém, os ossos, que são posicionados
no interior dos cilindros da garra, variam em suas dimensões entre as amostras e mesmo ao
longo de seu comprimento. Assim, a utilização de buchas de madeira entre os ossos e o
cilindro foi feita na tentativa de reduzir espaços entre eles, evitando que os ossos ficassem
soltos e se movessem no momento da fixação com os parafusos e no momento do teste.
Esta tentativa falhou, já que muitas amostras tiveram fratura óssea ou avulsão de sua
inserção femoral. A utilização de tubos de PVC e massa plástica fizeram com que os ossos
se ajustassem à garra, e todas as amostras testadas dessa forma tiveram ruptura do
ligamento. Isso mostrou que a ruptura por avulsão ou a quebra dos ossos ocorreram devido
à técnica de fixação que estava sendo utilizada, pois após a adequação da fixação, todas as
amostras, independentemente da idade, peso, sexo, raça e velocidade de deformação
romperam no ligamento.
A garra apresentou um resultado satisfatório para o ensaio de complexos osso-ligamento-
osso, desde que as amostras sejam fixadas de forma adequada, evitando movimentos
durante a fixação com os parafusos e durante os testes, como ocorreu com a utilização dos
tubos de PVC e massa plástica.
Na literatura, a avulsão óssea é relacionada com fatores como a idade e velocidade do teste.
Neste trabalho os testes não proporcionaram resultados que confirmassem essa relação.
57
4.3 Gráficos Tensão versus deformação
Dos dezoito complexos fêmur-LCA-tíbia testados, nove romperam no ligamento, como
pode ser verificado na tabela 4.2. Estas nove amostras estão distribuídas em três grupos de
acordo com a velocidade de deformação utilizada no teste, como foi proposto. Assim, são
três grupos contendo três joelhos cada. Para cada amostra foram geradas as curvas tensão
versus deformação, como apresentado pelas FIG 4.5, 4.6 e 4.7.
• Velocidade de deformação de 1 mm/s
FIGURA 4.5
–
Curvas Tensão versus Deformação para as amostras testadas à velocidade de deformação de
1mm/s.
0
5
10
15
20
25
30
35
0% 20% 40% 60% 80% 100% 120%
Deformação (%)
Tensão (MPa)
amostra
14
amostra
6
amostra
1
58
• Velocidade de deformação de 4 mm/s
0
5
10
15
20
25
30
35
0% 20% 40% 60% 80% 100% 120%
Deformação (%)
Tensão última (MPa)
FIGURA 4.6 - Curvas Tensão versus Deformação para as amostras testadas à velocidade de deformação de
4 mm/s.
amostra
02
amostra
20
amostra
17
59
• Velocidade de deformação de 8 mm/s
0
5
10
15
20
25
30
35
0% 20% 40% 60% 80% 100% 120%
Deformação (%)
Tensão (MPa)
FIGURA 4.7 - Curvas Tensão versus Deformação para as amostras testadas à velocidade de deformação de
8 mm/s.
amostra
18
amostra
03
amostra
19
60
A média das tensões nas três velocidades foi calculada, e a curva média das tensões versus
deformação foi obtida em cada uma delas, como mostrado nas FIG 4.8, 4.9, 4.10.
Média das tensões versus deformação - 1mm/s
0
5
10
15
20
25
0% 20% 40% 60% 80%
Deformação (%)
Média das tensões (MPa)
FIGURA 4.8 – Curva Média das Tensões versus Deformação para a velocidade de deformação de 1mm/s.
Na curva da FIG 4.8, a linha contínua representa o valor médio de tensão de tração
calculado a partir dos resultados dos testes de tração realizados para as três amostras na
velocidade de deformação de 1 mm/s. As linhas descontínuas com símbolos representam os
valores máximos e mínimos de tensão calculada nos testes na velocidade indicada.
A TAB 4.3 mostra os valores da deformação última de ruptura para as três amostras
testadas à velocidade de 1 mm/s. A variação entre os valores máximos e mínimos é de
18,99 %.
61
TABELA 4.3 – Valores da deformação última de ruptura para as
amostras testadas à velocidade de deformação
de 1mm/s.
Amostra Deformação última de
ruptura
01 72,9 %
06 89,9 %
14 89,2 %
Média das tensões x Deformação 4mm/s
0
5
10
15
20
25
0% 20% 40% 60% 80%
Deformação (%)
Média das Tensões (MPa)
FIGURA 4.9 – Curva Média das Tensões versus Deformação para a velocidade de deformação de 4 mm/s.
62
Na curva da FIG 4.9, está representada a curva do valor médio de tensão de tração
calculado a partir dos resultados dos testes realizados para as três amostras na velocidade de
deformação de 4 mm/s. A razão para a grande dispersão dos valores de tensão na
velocidade de 4 mm/s advém do fato de que a deformação observada na amostra 02 ficou
muito acima dos valores observados nas outras amostras.
A TAB 4.4 mostra os valores de deformação última de ruptura para os três amostras
testados à velocidade de 4 mm/s. Os valores entre as amostras testadas nessa velocidade de
deformação são os que mais variaram. A variação entre os valores máximos e mínimos é de
55,17 %.
TABELA 4.4 – Valores da deformação última de ruptura para as
amostras testados à velocidade de deformação
de 4 mm/s.
.Amostra Deformação última de
ruptura
02 128,7 %
17 57,7 %
20 77,6 %
A FIG 4.10 representa a curva do valor médio de tensão de tração calculado a partir dos
resultados dos testes de tração realizados para as três amostras na velocidade de
deformação de 8 mm/s.
A TAB 4.5 mostra os valores de deformação última de ruptura para as três amostras
testadas à velocidade de 8 mm/s. Os valores entre as amostras desse grupo são os que
menos variaram. A variação entre os valores máximos e mínimos é de 6,66 %.
63
Média das Tensões x deformação - 8mm/s
0
5
10
15
20
25
0% 20% 40% 60% 80%
Deformação (%)
Média das Tensões (MPa)
FIGURA 4.10 – Curva Média das Tensões versus Deformação para a velocidade de deformação de 8 mm/s.
TABELA 4.5 – Valores da deformação última de ruptura
para as amostras testadas à velocidade
de 8mm/s.
Amostra Deformação última de
ruptura
03 45,2 %
18 43,4 %
19 42,2 %
64
Para todas as amostras, as curvas tensão versus deformação não são lineares,
principalmente na região inicial (“região dedo”) e a velocidade de deformação tem grande
influência no comportamento dessas curvas. Quanto maior a velocidade de deformação,
maior a inclinação da curva. A FIG 4.11 mostra as curvas para a média das tensões versus
deformação nas três velocidades de teste.
Essa tendência apresentada pelas curvas tensão versus deformação, obtidas nas três
velocidades de teste, é semelhante à apresentada por outros estudos da literatura (Woo et
al., 1986; Pioletti et al., 1999; Brendolan, 2000; Moon et al., 2005).
Comparando-se as curvas das amostras testadas dentro do mesmo grupo, pode-se observar
que mesmo em testes realizados à mesma velocidade de deformação, as características
mecânicas apresentam diferenças entre si. Esta é uma dificuldade em se testar amostras de
tecidos biológicos, pois cada animal possui suas características próprias, além de fatores
que podem ter influência como idade e peso.
A curva da amostra 02, testada à 4 mm/s, apresenta um comportamento fora do esperado,
como mostra a FIG 4.6 a. A curva possui uma menor inclinação, e desta forma a amostra
apresenta uma rigidez menor do que todas as outras, mesmo comparada às amostras
testadas à velocidade de deformação de 1 mm/s. Alguns autores (Noyes, 1984; Pioletti,
1997) relacionam a idade com a inclinação da curva, sendo que a inclinação diminui com a
idade. Porém, o animal tinha dois anos, estando, então, dentro da faixa dos demais animais
que tiveram ruptura no ligamento, que variou entre de 1 e 6 anos, com média de 2,82 anos.
Esta amostra apresenta uma deformação última de ruptura de 128,6918 %, como já
mostrado na TAB 4.4.
A curva da amostra 18, testada à velocidade de 8mm/s, também apresenta comportamento
fora do esperado. Sua inclinação é menor do que a das amostras 17 e 20, testadas à
velocidade de deformação de 4 mm/s, do que da amostra 01, testada à velocidade de
deformação de 1 mm/s e na região inicial da curva da amostra 14, também testada à
65
velocidade de 1 mm/s. O animal tinha três anos, dentro da faixa de idade dos animais
testados.
Média das Tensões x Deformação
0
5
10
15
20
25
0% 20% 40% 60% 80%
Deformação (%)
Média das Tensões (MPa)
8mm/s
4mm/s
1mm/s
FIGURA 4.11 – Curvas média das tensões versus deformação nas três velocidades de deformação.
A partir das curvas obtidas, pode-se perceber que a velocidade de deformação é um fator
importante e deve ser considerada ao se testar tecidos biológicos, pois influencia na forma
da curva e em seus parâmetros. Estudos realizados para a obtenção de características
mecânicas de tecidos moles devem ser analisados com cautela, pois seus resultados podem
ser alterados de acordo com a velocidade de teste utilizada. O ideal é que se programe a
velocidade de teste de acordo com o objetivo do estudo. Um exemplo é dado por
Brendolan, (2000), que diz que para simular a ruptura do ligamento in vivo é fundamental
que a velocidade dos testes seja o mais próximo possível daquela das rupturas naturais. A
comparação entre os estudos também deve ser feita com cuidado, já que a velocidade de
66
realização entre eles varia bastante. Além da influência da velocidade, cada amostra possui
comportamento característico, mesmo sendo de animais da mesma espécie, testados à
mesma velocidade e tendo as diferenças de geometria eliminadas com o cálculo da tensão e
da deformação. Esta é outra dificuldade em se testar e comparar tecidos biológicos e deve
ser levada em conta.
4.4 Limite de resistência
Os valores do limite de resistência obtidos nos testes de tração na velocidade de
deformação de 1 mm/s estão mostrados na TAB 4.6. A segunda coluna da tabela apresenta
os valores do limite de resistência calculados considerando a seção transversal do ligamento
como elíptica e a terceira coluna apresenta os valores do limite de resistência considerando
a seção circular.
O menor valor do limite de resistência das nove amostras testadas ocorreu na amostra 01. O
animal utilizado neste teste tinha 6 anos, sendo a amostra mais velha de todas as amostras
coletadas. Esta amostra apresentou valores 22,1 % e 55,6 % menores do que os demais de
seu grupo, que tinham 3 e 4 anos respectivamente. Todos os nove animais tinham os pesos
muito semelhantes, variando entre 34 e 36 kg, com média de 35,11 kg, tomando-se o
cuidado de reduzir a influência deste fator nos resultados.
TABELA 4.6 – Limite de resistência considerando-se a forma da seção transversal
elíptica e circular para as três amostras testadas à velocidade de
deformação de 1 mm/s.
Amostra Limite de resistência com
seção elíptica (MPa)
Limite de resistência com
seção circular (MPa)
01 16,96 15,95
06 30,48 27,48
14 21,74 21,57
67
A TAB 4.7 mostra os valores do limite de resistência obtidos nos testes de tração na
velocidade de deformação de 4 mm/s. A diferença entre os valores máximos e mínimos é
de 31 %. Os animais tinham entre 2 e 3 anos.
TABELA 4.7 – Limite de resistência considerando-se a forma da seção transversal
elíptica e circular para as três amostras testadas à velocidade de
deformação de 4 mm/s.
A TAB 4.8 mostra os valores do limite de resistência obtidos nos testes de tração na
velocidade de deformação de 8 mm/s. A diferença entre os valores máximos e mínimos é
de 26,8 %. Os animais tinham entre 2 e 3 anos.
TABELA 4.8 – Limite de resistência considerando-se a forma da seção transversal
elíptica e circular para as três amostras testadas à velocidade de
deformação de 8 mm/s.
Amostra
Limite de resistência
com seção elíptica (MPa)
Limite de resistência com
seção circular (MPa)
03 22,32 22,27
18 17,29 16,73
19 16,34 15,90
A TAB 4.9 mostra a média dos limites de resistência para as três velocidades de deformação.
Os valores tendem a diminuir à medida que a velocidade de deformação aumenta. Este fato
não está de acordo com o que foi mostrado por Kennedy et al. (1976), que observaram a
relação direta da velocidade dos ensaios de tração com a resistência do ligamento, sendo que a
Amostra Limite de resistência com
seção elíptica (MPa)
Limite de resistência com
seção circular (MPa)
02 20,42 20,36
17 26,29 25,73
20 18,14 16,74
68
força suportada pelos ligamentos foi maior à velocidade maior. Já no estudo de Wang et al.
(1997), o limite de resistência foi insensível para a variação de velocidade. Segundo os
autores, para tecidos moles como o ligamento cruzado anterior, artérias e veias, variações
nestes parâmetros exibem um efeito menos significativo nas propriedades mecânicas, quando
comparados a outros tecidos, como o ligamento periodontal, tecidos passivos do coração e
ligamento longitudinal anterior, que têm suas propriedades mecânicas afetadas de maneira
mais significativa.
TABELA 4.9 – Média dos limites de resistência em cada velocidade de deformação.
Velocidade Média do limite de resistência
para
seção elíptica (MPa)
Média do limite de resistência
para seção circular (MPa)
1mm/s 23,05 21,66
4mm/s 21,61 20,94
8mm/s 18,65 18,30
Por meio dos resultados obtidos, pode-se perceber mais uma vez, a influência da velocidade
de deformação nos testes de tração. Ao se comparar valores do limite de resistência entre
diferentes estudos, a velocidade utilizada no teste representa uma parâmetro de teste de
fundamental importância para comparação de resultados.
Os valores dos limites de resistência encontrados foram diferentes, mesmo em velocidades de
deformação iguais. Isso apenas confirma um fato já bem conhecido de que os resultados de
ensaios de tração em tecidos biológicos são únicos para cada amostra testada. Este fato
significa uma dificuldade a mais para se testar tecidos biológicos, e deve ser levado em conta
na realização dos testes na análise comparativa dos resultados.
69
4.4 Módulo de Elasticidade
O cálculo do módulo de elasticidade longitudinal para tecidos biológicos está baseado na
clássica relação linear entre a tensão e a deformação. Este cálculo, porém, apresenta uma
grande margem de erro, visto que a curva não é linear, principalmente em sua região inicial.
Estes valores, desta forma, dão uma indicação da ordem de grandeza em vários instantes dos
testes de tração.
A TAB 4.10 mostra os valores médios do módulo de elasticidade para alguns valores de
deformação nas três velocidades de teste.
TABELA 4.10 – Módulo de elasticidade em diferentes pontos da curva média das tensões versus deformação para
as três velocidades de deformação.
Deformação Módulo de elasticidade
1 mm/s (MPa)
Módulo de elasticidade
4 mm/s (MPa)
Módulo de elasticidade
8 mm/s (MPa)
0,2% 9,59521933 52,824852 110,8766
0,4% 6,89693867 29,9043707 57,92006
0,8% 3,6839392 18,475908 31,61948
3% 5,71907756 10,2970022 13,46172
6% 6,50815511 14,0297 14,036
8% 6,906892 14,24735 15,24214
10% 7,27507333 14,6255 16,556
15% 8,14205444 15,9004444 19,07185
20% 8,97848 17,1299667 22,1989
25% 9,80268333 18,1402333 25,28787
30% 10,4860556 19,6465556 28,27942
40% 12,5432833 22,464333 34,18618
70
O valor do módulo de elasticidade apresenta valores maiores para maiores valores de
deformação. Isso já havia sido verificado nas curvas tensão versus deformação, onde a rigidez
apresentada pelo ligamento depende da velocidade em que ele é testado. Quanto maior a
velocidade de deformação, maior a resistência ao deslocamento.
O comportamento dos valores do módulo de elasticidade é semelhante para as três velocidades
de deformação. Na região inicial da curva, seu valor decresce e, à medida que o valor de
deformação aumenta esse módulo se torna crescente. Essa tendência pode ser observada na
TAB. 4.10 e nas FIG 4.12, 4.13 e 4.14, que mostram as curvas do módulo de elasticidade
versus deformação para cada velocidade de teste. O comportamento apresentado nas curvas
obtidas para o módulo de elasticidade é compatível com a tendência mostrada nas curvas de
tensão versus deformação. Na região inicial, das curvas módulo de elasticidade versus
deformação, observa-se uma grande variação. Esse comportamento inicial apresentado pelas
curvas do módulo de elasticidade tem também a contribuição das possíveis acomodações das
folgas do sistema de fixação quando a carga axial começa a ser elevada. Essa grande variação
está também mostrada na região inicial das curvas tensão versus deformação (ver FIG 4.8, 4.9
e 4.10). À medida que os valores de deformação crescem, o comportamento das curvas do
módulo de elasticidade versus deformação se torna suave, da mesma maneira observada nas
curvas de tensão versus deformação.
71
Módulo de elasticidade x Deformação - 1mm/s
0
20
40
60
80
100
120
0% 20% 40% 60% 80%
Deformação (%)
Módulo de elasticidade (MPa)
FIGURA 4.12 – Curva módulo de elasticidade versus deformação para a velocidade de deformação de 1 mm/s.
Módulo de elasticidade x Deformação - 4mm/s
0
20
40
60
80
100
120
0% 20% 40% 60% 80%
Deformação (%)
Módulo de elasticidade (MPa)
FIGURA 4.13 – Curva módulo de elasticidade versus deformação para a velocidade de deformação de 4 mm/s.
72
Módulo de elasticidade x Deformação - 8mm/s
0
20
40
60
80
100
120
0% 20% 40% 60% 80%
Deformação (%)
Módulo de elasticidade (MPa)
FIGURA 4.14 – Curva módulo de elasticidade versus deformação para a velocidade de deformação de 8 mm/s.
Como mostrado nas TAB 4.3, 4.4 e 4.5, com exceção da amostra 02, a deformação última de
ruptura tende a diminuir com o aumento da velocidade de deformação. Essa tendência já era
esperada, pois, como mostrado na TAB 4.10, a rigidez dos ligamentos aumenta com a
velocidade de deformação.
4.5 Medição das características dimensionais
A medida das características dimensionais representa uma das maiores dificuldades nos ensaios
de tecidos moles, podendo ter grande influência nos parâmetros e no comportamento das
curvas tensão versus deformação. Entretanto, tem sido dada pouca importância a esse fato.
73
Não há uma padronização para as técnicas de medição das dimensões dos ligamentos. Em
muitos dos trabalhos revisados (Viidik e Lewin, 1966; Azangue et al., 2000; Zawawy et al.,
2005), as medidas das dimensões das amostras não foram sequer realizadas. Naturalmente, as
dimensões do LCA podem variar substancialmente para uma mesma espécie. Desta forma,
medidas do comprimento e dos diâmetros para cálculo da área da seção transversal para
amostras de tecido mole são importantes. Na literatura, estas medidas são realizadas baseadas
em diferentes metodologias e instrumentos. A forma mais comum encontrada é a utilização de
um paquímetro analógico. A maior dificuldade dessa forma de medição está no fato de os
ligamentos serem tecidos moles, que cedem a qualquer intensidade de pressão. Outra
dificuldade é a pequena dimensão das amostras, sendo que um erro de décimos de milímetros
pode influenciar grandemente nos resultados.
Para o cálculo da área da seção transversal, a literatura apresenta considerações variadas
quanto à sua forma. A maior parte considera a área da seção transversal como circular ou
elíptica. Neste estudo, foram medidos o comprimento e os diâmetros medial-lateral e antero-
posterior das amostras com a utilização de um paquímetro analógico de resolução de 0,01mm.
As medidas foram feitas três vezes e a média entre elas foi considerada. Todas as medidas
foram feitas pelo mesmo examinador. A área da seção transversal foi calculada considerando
sua forma como elíptica e como circular, para fins de comparação. A TAB 4.11 mostra os
valores da área de seção transversal de cada amostra para as duas considerações. Não houve
grandes diferenças entre as duas formas de seção, como mostra a TAB 4.11, porém quaisquer
variações na determinação da área da seção transversal podem alterar significativamente os
resultados.
74
TABELA 4.11 – valores da área de seção transversal considerada de forma elíptica e circular para todas as
amostras que tiveram ruptura no ligamento.
Amostra Área elipse (mm
2
) Área círculo (mm
2
)
01
37,6331384 40,00190798
06
51,15298238 56,6338071
14
40,86426644 41,18764323
02
48,84757697 48,9753438
17
28,3794027 29,00151659
20
39,51425427 42,81489005
03
45,0583 45,1658
18
27,28410388 28,21153694
19
32,88242199 33,7985104
4.6 Considerações finais
Os resultados obtidos por meio dos ensaios de tração realizados nesse trabalho mostram uma
grande variação nos valores das propriedades mecânicas desses tecidos. A seleção das amostras
está baseada no peso e idade dos cães, sem levar em conta qualquer outro aspecto associado à
preparação das amostras e ao sistema de medição.
Alguns fatores, não levados em consideração ao coletar as amostras, podem ter influenciado os
resultados encontrados nesse trabalho. A causa do óbito e possíveis doenças de base dos cães
podem modificar as propriedades mecânicas dos LCA. A alimentação e a atividade física do
animal são condições que podem alterar a qualidade do ligamento, além do tamanho, peso e
forma do osso.
O estudo contou com uma pequena quantidade de amostras. Este fato ocorreu porquê havia
apenas um local para coleta destas, e para serem incluídos, os cães precisavam ter um peso
mínimo de 34 kg, além do registro de idade, peso e raça.
75
Uma das maiores dificuldades para a realização dos ensaios foi a adequação da técnica de
fixação dos ligamentos. Duas garras foram desenvolvidas e testadas não apresentando
resultados satisfatórios. Assim, uma terceira garra foi projetada apresentando resultados que
possibilitaram os testes uniaxiais de tração do conjunto fêmur-LCA-tíbia. Mesmo com a
utilização desta garra, existem fatores que influenciam os resultados dos testes. A angulação do
complexo fêmur-LCA-tibia apresenta variações entre as amostras. Isto ocorre devido ao fato de
que essa angulação foi ajustada tendo como referência o alinhamento longitudinal do
ligamento. Como a anatomia dos ossos é diferente, o encaixe na garra altera de uma amostra
para outra, variando o local de aplicação da força e gerando movimentos além dos
longitudinais planejados. As amostras podem sofrer algum tipo de escorregamento durante os
testes.
A medida do comprimento e diâmetros dos ligamentos é uma grande limitação deste trabalho.
Como estas medidas foram realizadas por um paquímetro analógico, erros na medição são
bastante naturais e podem influenciar nos demais parâmetros analisados. Assim, mais uma vez
pode-se ressaltar a importância dos aspectos metodológicos para a realização de testes
uniaxiais de tração em tecidos moles. Além da forma de fixação e da velocidade de
alongamento, a medida das dimensões das amostras influencia, e de forma significativa, nos
resultados encontrados. Alguns cuidados mínimos, como realizar três vezes a mesma medida,
considerando-se a média, utilizando o mesmo examinador para fazer as medições e uma outra
segunda pessoa para lê-las, podem atenuar algumas fontes de imprecisão, mas o ideal é a
utilização de técnicas mais precisas.
76
5. Conclusões
O objetivo deste trabalho foi uma analise metodológica dos testes uniaxiais de tração em
tecidos moles. Foi realizada uma discussão em relação aos comportamentos e parâmetros
das curvas de tensão versus deformação em função da variação da velocidade de
deformação, além da forma de fixação e medição dos espécimes.
Os testes uniaxiais de tração das amostras de LCA de cães foram realizados em uma
máquina universal de tração, a qual foram monitorados os incrementos de força e as
variações do alongamento em função do tempo. Três sistemas de fixação foram
desenvolvidos especialmente para essas amostras. A curva tensão versus deformação foi
obtida em três velocidades de deformação, que foram 1mm/s, 4mm/s e 8mm/s. Os
parâmetros investigados foram o limite de resistência, a deformação última de ruptura e o
módulo de elasticidade longitudinal. As características dimensionais das amostras foram
medidas por meio de um paquímetro analógico. Para o cálculo da tensão foi admitida a
forma elípticae cilíndrica para a área da seção transversal dos ligamentos.
Com base nos resultados obtidos por meio dos ensaios realizados, pode-se afirmar que:
- A metodologia utilizada influencia grandemente nos resultados dos testes uniaxiais de
tração em tecidos biológicos.
- A fixação representa uma grande dificuldade metodológica para a realização dos ensaios,
influenciando inclusive no modo de ruptura das amostras. A melhor forma para se fixar os
ligamentos é preservando-os em suas inserções ósseas e testando-se o conjunto fêmur-
LCA-tíbia.
- A garra desenvolvida para a fixação dos conjuntos fêmur-LCA-tíbia mostrou-se eficiente
para a realização dos ensaios uniaxiais de tração. Entretanto, a amostra deve ficar bem
77
presa no cilindro de modo que não haja movimento. O uso de tubos de PVC e massa
plástica são uma boa opção.
- A medida das características dimensionais deve ser realizada com muito cuidado.
Pequenos erros na medida podem causar grandes alterações nos resultados.
- O comportamento das curvas tensão versus deformação obtidas são semelhantes às
apresentadas na literatura. Quanto maior a velocidade de deformação, maior a rigidez dos
ligamentos. A comparação dos resultados entre estudos deve ser feita com muita cautela.
- A variação nos valores das propriedades mecânicas dos ligamentos ocorre mesmo quando
são testados à mesma velocidade de deformação. Essa é uma grande dificuldade em se
testar tecidos biológicos, pois cada amostra é única. Deve-se procurar minimizar esse fato
através da seleção das amostras. Além da idade e peso do animal, outros fatores de
padronização como condições prévias de saúde, atividade e alimentação devem ser levados
em conta. A utilização de animais de laboratório pode facilitar esse processo.
- A seleção de amostras deve considerar aspectos geométricos e constitutivos dos
ligamentos. Essa forma de seleção requer sistemas de medição e avaliação de amostras
muito mais precisos e eficientes em relação aos que são correntemente utilizados nas
pesquisas de caracterização mecânica de tecidos moles. As formas de medição de
comprimento e dimensão característica da seção transversal e os critérios de avaliação das
condições físicas dos ligamentos, tais como textura, tenacidade e outras, não são discutidos
na literatura técnica.
Portanto, a partir dos resultados dos testes realizados nas velocidades de deformação
propostas neste trabalho, observou-se que a metodologia empregada se mostrou capaz para
a análise da influência dos aspectos metodológicos envolvidos nos testes uniaxiais de tração
utilizados para a caracterização mecânica dos tecidos moles. Pode-se perceber que a
velocidade de deformação usada nos testes influencia o comportamento e os parâmetros das
curvas de tensão versus deformação. Quanto maior a velocidade de deformação, maior a
resistência ao deslocamento e menor o limite de resistência. A fixação assim como as
78
medidas das características dimensionais são aspectos importantes e que podem alterar
grandemente os resultados.
Sugestões para trabalhos futuros
Selecionar maior número de amostras.
Selecionar amostras levando em consideração aspectos geométricos e constitutivos dos
ligamentos.
Utilizar um sistema de medição de geometria mais preciso.
Utilizar câmara digital de precisão para gravar em arquivo todas as etapas do ensaio de
tração com o intuito de estabelecer relações de modos de ruptura entre amostras.
79
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Referências eletrônicas
www.corpohumano.hpg.ig.com.br
www.arthoscopy.com
www.geocitis.com/genelidadesanatomia2002
www.geocities.com/marcosmidia2000
84
Anexo 1
Termos anatômicos
Cápsula articular – Bainha fibrosa que envolve uma articulação e contribui para manter as
superfícies articulares em contato.
Cavidade glenóide – Cavidade que se articula a um côndilo.
Côndilo – Projeção arredondada na extremidade de um osso que se articula com outro osso.
Crista – Borda saliente e estreita de um osso.
Eminência intercondiliana da tíbia – Saliência entre os côndilos da tíbia.
Epicôndilo femoral (interno e externo) – Proeminências rugosas situadas ao lado de cada
côndilo (interno e externo) . São pontos de fixação dos ligamentos colaterais medial e
lateral da articulação do joelho.
Fíbula – É o menor e mais delgado dos dois ossos do segmento inferior da perna,
localizando-se paralelamente à tíbia.
Fossa intercondilar – Depressão que separa os côndilos femorais posteriormente.
Incisura intercondiliana – Depressão entre os côndilos femorais.
Tuberosidade da tíbia – Processo ósseo logo abaixo dos côndilos. Ponto de fixação do
ligamento da patela.
85
A FIG A.1 mostra a extremidade proximal da tíbia em vista anterior e posterior, na qual
podem ser vistas suas características ósseas (Spence, 1991).
.
FIGURA A.1 – Extremidade tibial proximal em vista anterior e posterior onde é possível
visualizar suas características ósseas (Spence, 1991).
.
A FIG A.2 mostra a extremidade distal do fêmur em vista anterior e posterior, na qual
podem ser vistas suas características ósseas (Spence, 1991).
FIGURA A.2 – Extremidade femoral distal em vista anterior e posterior onde é possível
visualizar suas características ósseas (Spence, 1991).
Vista
anterior
Vista
posterior
Vista
anterior
Vista
posterior
86
Termos de comparação
Proximal– a região mais próxima da cabeça.
Distal - a região mais afastada da cabeça.
A FIG A.3 mostra a aplicação dos termos de comparação proximal e distal no membro
superior humano (FIG. retirada do site www.geocitis.com/genelidadesanatomia2002).
Medial – mais próximo do eixo mediano do corpo.
Lateral - mais afastado do eixo mediano do corpo.
A FIG. A.4 mostra a aplicação dos termos de comparação medial e lateral no membro
superior humano (FIG. retirada do site www.geocitis.com/genelidadesanatomia2002).
FIGURA A.3 – aplicação dos termos
proximal e distal no
membro superior
humano
(www.geocitis.com/genelidades
anatomia2002).
87
Anterior (ventral) – refere-se à frente do corpo.
Posterior (dorsal) – refere-se à parte posterior do corpo.
A FIG. A.5 mostra a aplicação dos termos de comparação anterior e posterior no membro
superior humano (FIG. retirada do site www.geocitis.com/genelidadesanatomia2002).
FIGURA A.4 – aplicação dos termos
medial e lateral no
membro superior
humano
(www.geocitis.com/genelidades
anatomia2002).
88
Termos de movimento
Flexão – movimento de dobramento em uma articulação, que diminui o ângulo de
entre os ossos.
Extensão – Movimento em que ocorre aumento do ângulo de uma articulação.
Adução – movimento em uma articulação em que se aproxima um membro ao eixo
mediano do corpo.
Abdução – Movimento em uma articulação em que se afasta o membro com relação
ao eixo mediano do corpo.
Rotação – Movimento de um osso ou parte do corpo em torno do eixo de uma
articulação.
FIGURA A.5 – aplicação dos termos
posterior e anterior no
membro superior
humano
(www.geocitis.com/genelidades
anatomia2002)
89
Anexo 2
Planos anatômicos de referência
O movimento corporal pode ser descrito em três planos: frontal (coronal ou
longitudinal), sagital (antero-posterior) e transversal (horizontal), como mostra a FIG A.6.
• Plano frontal - divide o corpo verticalmente em metades iguais, anterior e posterior.
• Plano sagital - divide o corpo também verticalmente em metades iguais, direita e
esquerda.
• Plano transversal - separa o corpo em metades de mesma massa, superior e inferior.
Os movimentos das articulações e segmentos corporais também podem ser descritos por
esse sistema se referência.
A FIG A.6 mostra a divisão do corpo pelos planos anatômicos de referência (figura
retirada do site www.geocities.com/marcosmidia2000).
FIGURA A.6 – Divisão do corpo humano pelos planos anatômicos de referência (figura retirada do
site www.geocities.com/marcosmidia2000)
Plano sagital Plano frontal Plano transversal
90
Eixos anatômicos de referência
Quando uma articulação se movimenta, ela gira ao redor de um eixo imaginário que
passa através dela. Existem três eixos de referência para descrever o movimento humano e
cada um deles está perpendicular a um dos três planos de movimento.
A FIG A.7 mostra os eixos de referência no joelho (Kapandji, 2000).
• Eixo sagital - perpendicular ao plano frontal. A rotação no plano frontal ocorre ao
redor do eixo sagital. O eixo sagital está representado pela seta XX’ da FIG A.7.
• Eixo longitudinal - perpendicular ao plano transversal. A rotação no plano
transversal ocorre ao redor do eixo longitudinal. O eixo longitudinal está representado pela
seta YY’ da FIG A.7.
• Eixo frontal - perpendicular ao plano sagital. A rotação no plano sagital ocorre ao
redor do eixo frontal. O eixo frontal está representado pela seta ZZ’ da FIG A.7.
FIGURA A.7 – Representação esquemática dos
eixos articulares no joelho (Kapandji, 2000)
91
Anexo 3
A FIG A.8 mostra a garra utilizada nos ensaios de tração para os conjuntos fêmur-LCA-
tíbia.
FIGURA A.8 – Garra projetada para testar os conjuntos fêmur-LCA-tíbia.
A FIG A.9 mostra o projeto da garra onde estão incluídas todas as especificações das
dimensões de cada peça. A garra foi desenvolvida no Centro de Desenvolvimento da
Tecnologia Nuclear (CDTN).
92
FIGURA A.9 – projeto da garra desenvolvida especialmente para testar os conjuntos fêmur-
LCA-tíbia, com as
especificações das dimensões de cada peça (CDTN).
93
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