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ESTIMATIVA IN VIVO DA DISTÂNCIA PERPENDICULAR DO
LIGAMENTO PATELAR A PARTIR DO MÉTODO GEOMÉTRICO.
Luis Felipe Silveira1, Caroline Bernardes1, Gustavo Portella2, Francisco Araújo1 ,2, Manoel Ângelo
de Araújo3, Jefferson Fagundes Loss1. 1Laboratório de Pesquisa do Exercício – Universidade Federal do Rio Grande do Sul – UFRGS – Porto Alegre - RS.
2Centro Universitário Metodista IPA – Porto Alegre – RS. 3Hospital Mãe de Deus– Porto Alegre – RS.
Resumo: A proposta deste estudo foi desenvolver uma equação de regressão para estimar a distância perpendicular do ligamento patelar (DPLP) in vivo a partir do método geométrico. Para isto utilizamos imagens de videofluoroscopia do joelho de 10 indivíduos saudáveis. O cálculo da DPLP foi feito com base no método geométrico (MG). A DPLP a partir deste método é considerada como a menor distância entre a linha de ação do ligamento patelar e o centro de rotação tibiofemoral (CRTF). Foi desenvolvida uma equação de regressão em função do ângulo de flexão do joelho. Os resultados indicaram uma variação do DPLP entre 0,034 m e 0,041 m. Os resultados deste estudo corroboram com os propostos pela literatura, tanto de estudos utilizando o método geométrico quanto de estudos utilizando diferentes metodologias. Palavras Chave: Distância Perpendicular, Cargas Internas no Joelho, Modelamento Biomecânico. Abstract: The proposal of this study was to develop an equation of regression for estimate the moment arm of the patellar ligament (MAPL) in vivo from the geometric method. For this we have use videofluoroscopy images of the knee of 10 healthful subjects. The calculation of the MAPL was made based in geometric method (GM). The MAPL considering this method is assumed to be the shorter distance between the line of action of the patellar ligament and the center of tibiofemoral rotation (CTFR). An equation of regression in function of the knee flexion angle hade been developed.The results indicated a variation of the MAPL between 0,034 m and 0,041 m. The results of this study corroborate to already found in the literature, as in studies using the geometric method as well in studies using different methodologies. Keywords: Moment arm length, Knee joint forces, Musculoskeletal modeling. INTRODUÇÃO
Para prescrição de exercícios e prevenção
de lesões articulares é necessário o conhecimento
das forças internas que envolvem as articulações
em diversas atividades esportivas. Com este
objetivo, diversos estudos têm desenvolvido
metodologias para avaliar as forças musculares e
articulares em diferentes articulações. Uma
metodologia utilizada é o implante de transdutores
de força em tendões musculares, com o objetivo
de mensurar diretamente a força exercida pelo
músculo [1,2]. Entretanto esta é uma prática
invasiva e que esbarra em questões éticas. Uma
prática metodológica não invasiva para
determinação das forças internas é a aplicação de
modelos matemáticos baseados na geometria e na
cinemática das articulações para estimativa das
cargas articulares [3]. Um parâmetro biomecânico
fundamental para estimativa das forças impostas à
articulação tibiofemoral é a distância
perpendicular do ligamento patelar (DPLP).
Alguns autores que investigam as cargas
articulares utilizam dados de distância
perpendicular reportados na literatura [4,5], sendo
esta uma limitação destes estudos, pois a distância
perpendicular obtida pela literatura muitas vezes
não representa a amostra envolvida, além disso,
dificilmente é obtida durante o gesto a ser
analisado. A DPLP pode ser mensurada de
diversas formas, algumas in vitro, utilizando
peças de cadáveres, e outras in vivo com
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diferentes métodos matemáticos baseado em
imagens radiográficas. O método geométrico
(MG) é utilizado para determinar a DPLP em duas
dimensões (2-D), sendo necessária a determinação
do centro de rotação (CR) tibiofemoral e da linha
de ação do ligamento patelar. A DPLP a partir
deste método é considerada como a menor
distância entre o CR tibiofemoral e a linha de ação
do ligamento patelar.
Visto que o MG pode ser utilizado in vivo e
apresenta um grande número de estudos
reportados na literatura, o objetivo deste estudo
foi desenvolver uma equação de regressão em
função do ângulo de flexão do joelho para estimar
a distância perpendicular do ligamento patelar
utilizando o método geométrico.
MATERIAIS E MÉTODOS
Caracterização da amostra: A amostra foi
composta por dez indivíduos (seis do sexo
masculino e quatro do sexo feminino), sem
história de lesão na articulação do joelho, com os
padrões de ângulo Q dentro da normalidade (13°
para homens e 15° para mulheres conforme
Magee [6]) e com resposta negativa a testes de
instabilidade articular.
Instrumentação: As imagens radiográficas
foram captadas utilizando-se um
videofluoroscópio da marca Axion Siemes Iconos
R100 com um vídeo cassete Philips acoplado à
unidade. As imagens foram reproduzidas e
digitalizadas utilizando uma placa de captura da
marca Silicon Graphics 320 com entrada de super
vídeo e vídeo composto integrado a sua
workstation. O sistema de vídeo permitia uma
freqüência de amostragem de 30 Hz. Foram
desenvolvidas rotinas computacionais utilizando o
software Matlab ® para o processamento e análise
dos dados.
Coleta de dados: Os sujeitos foram
posicionados sentados sobre uma cadeira
desenvolvida para este estudo, que permitia a
exposição sagital da articulação do joelho do
membro a ser analisado ao videofluoroscópio.
Além disso, ela visava impedir os movimentos do
segmento coxa, mantendo este fixo sobre o
assento. Após o posicionamento do indivíduo, o
videofluoroscópio foi ajustado para que a
articulação do joelho fosse contemplada no campo
de visão do aparelho.
O indivíduo foi submetido a um exercício
de extensão do joelho em cadeia cinética aberta
sem carga externa. O exercício foi realizado com
velocidade baixa e constante, monitorada por um
feedback sonoro contínuo visando uma velocidade
de 45 graus/s dentro de uma amplitude de
movimento de 90 graus.
Calibração das imagens: Foi utilizado um
procedimento de calibração não linear para a
correção das imagens de videofluoroscopia [7].
Determinação do centro de rotação
tibiofemoral (CRTF): O método do ponto de
contato [8,9,10] foi utilizado para determinar a
localização do CRTF. Este método consiste na
determinação do CRTF a partir de um ponto com
coordenadas x e y que represente a menor
distância entre o côndilo femoral e o platô tibial.
Para o mapeamento da articulação tibiofemoral
foram utilizados dois pontos para identificar o
platô tibial (um anterior e outro posterior), e três
pontos identificando a curvatura do côndilo
femoral mais próxima do platô tibial (Figura 1).
Foram interpolados 30 pontos entre os
identificados no fêmur e no platô tibial. A menor
distância entre a curva do côndilo femoral e a
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linha do platô tibial foi calculada, definindo o
CRTF. Este procedimento foi realizado para cada
instante de tempo da execução do exercício.
Figura 1 – Método pelo ponto de contato,
proposto por Baltzopoulos, (1995).
Determinação da linha de ação do ligamento
patelar: A linha de ação do ligamento patelar foi
definida a partir da digitalização manual da sua
origem e inserção (Figura 2). A origem do
ligamento patelar localiza-se no pólo inferior da
patela (Px; Py), e a sua inserção na tuberosidade
anterior da tíbia (TAx; TAy). A linha de ação do
ligamento patelar é determinada por uma linha
que passa por estes dois pontos.
Figura 2 – Determinação da linha de ação do
ligamento patelar.
Delineamento do método para determinação
da distância perpendicular do ligamento patelar:
A DPLP neste estudo foi determinada a partir do
método geométrico (MG) por possibilitar a
análise in vivo a partir de imagens radiográficas
[8], para isto é necessária a determinação do
centro de rotação da articulação tibiofemoral e da
linha de ação do ligamento patelar. A DPLP
utilizando o método geométrico é definida como a
distancia perpendicular entre o centro de rotação
tibiofemoral e a linha de ação do ligamento
patelar (Figura 3).
Figura 3 – Determinação da distância
perpendicular do ligamento patelar.
Os indivíduos realizaram cinco repetições
do gesto de flexo-extensão do joelho, e as três
execuções centrais foram utilizadas para calcular
o valor médio da distância perpendicular. Os
valores médios dos 10 indivíduos, em função do
ângulo de flexão, foram analisados no software
SPSS, versão 10.0, através da análise de regressão
não linear. Foram interpolados polinômios de
ordem 1 até ordem 4, com o cálculo dos
respectivos coeficientes de determinação,
conforme equação (1).
lpD =A4α4 +A3α3 +A2α2 + A1α + A0 (1)
Onde:
α Ângulo de flexão do joelho em graus
Os valores de foram preditos em
metros.
lpD
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RESULTADOS
A Tabela 1 apresenta os coeficientes que
representam os polinômios de primeiro a quarto
grau ( , , e ), com seus respectivos
coeficientes de determinação.
1lpD 2
lpD 3lpD 4
lpD
A Figura 4 representa a média dos dez
indivíduos com o erro padrão. Pode-se observar
um aumento da DPLP da extensão máxima até 45
graus de flexão seguida de uma pequena redução
até a máxima flexão.
Os valores de encontrados a partir das
equações de regressão apresentaram uma variação
entre 0,034 a 0,041 m utilizando o polinômio de
quarto grau. Durante a amplitude de movimento o
valor máximo alcançando ocorreu aos 45 graus de
flexão do joelho. De acordo com Callegari-
Jacques, a analise do coeficiente de determinação
do polinômio de segundo, terceiro e quarto grau
indica uma correlação muito forte entre as
variáveis.
lpDFigura 4 – Gráfico da média da distância
perpendicular do ligamento patelar e respectivo
erro padrão.
Tabela 1: Coeficientes para equação de regressão.
R2 A0 (m) A1 (m.grau-1) A2 (m.grau-2) A3 (m.grau-3) A4 (m.grau-4) 1lpD 0.43 3.7133251E-02 5.0532E-05 0.00000 0.00000 0.00000
2lpD 0.93 3.3822712E-02 2.64115E-04 -2.32156E-06 0.00000 0.00000
3lpD 0.96 3.2949761E-02 3.74961E-04 -5.31727E-06 2.17081E-08 0.00000
4lpD 0.98 3.4024483E-02 1.52262E-04 5.43726E-06 -1.59463E-07 9.84628E-10
DISCUSSÃO
Os valores de DPLP encontrados neste
estudo, a partir das equações de regressão, são
similares aos encontrados em estudos descritos na
literatura, sendo reportado na literatura uma
variação de 0,031 m a 0,052 m na DPLP
utilizando o MG a partir do CRTF [8, 9, 11, 12,
13, 14, 15, 16]. Utilizando o método que
considera o centro de rotação a intersecção dos
ligamentos cruzado anterior e cruzado posterior, a
variação da DPLP permanece entre 0,038 m e
0,054 m [17, 18]. Aplicando o MG em 3-D os
valores de DPLP se mantém entre 0,021 m e
0,052 m [19]. Utilizando o método de excursão do
tendão in vitro, Bufford et al. [20] encontrou
valores de DPLP entre 0,027 m e 0,051 m,
entretanto, apresenta um comportamento
decrescente durante a flexão do joelho.
As diferenças em valores absolutos entre os
nossos resultados e os resultados reportados na
literatura podem estar relacionadas a diversos
fatores: (a) diferenças antropométricas entre as
amostras, (b) diferença do estado do tecido (in
vitro ou in vivo), (c) forma de obtenção das
imagens radiográficas, dinâmicas ou estáticas, (d)
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amplitude de movimento do gesto realizado, (e)
modelamentos matemáticos diferentes para o
cálculo da DPLP.
A normalização da DPLP por um dado
antropométrico é utilizada em alguns estudos
como forma de ajustar este parâmetro para cada
indivíduo. Visser et al. [21] formularam equações
de regressão para DP de músculos atuantes na
articulação do joelho (mas não do DPLP) como
percentual do comprimento da tíbia (distância
entre o maléolo medial e o côndilo femoral).
Krevolin et al. [19] calculando a DPLP pelo ponto
de contato em 3-D, normalizaram seus dados pela
largura do joelho (distância bicondilar). Bufford et
al. [20] não encontraram correlação significante
entre diferentes medidas antropométricas do
segmento inferior e a DPLP. Tsaopoulos et al.
[22] correlacionaram diferentes medidas
antropométricas com a DPLP calculada a partir de
duas metodologias diferentes, uma considerando o
centro de rotação como sendo o ponto de contato
entre o côndilo femoral e o platô tibial, e outra
metodologia considerando o centro de rotação
como a intersecção dos ligamentos cruzados,
encontrando correlação significante apenas entre a
circunferência do joelho e a DPLP calculada com
o centro de rotação a partir do ponto de contato.
As equações de regressão apresentadas
neste trabalho podem ser utilizadas para estimar a
DPLP em função do ângulo de flexão do joelho,
sendo a correlação entre as variáveis muito forte,
é sugerido o uso da equação de 4° ordem, devido
ao excelente coeficiente de determinação.
AGRADECIMENTOS
Ao Hospital Mãe de Deus de Porto Alegre,
local onde foi realizada, gratuitamente, a coleta de
dados deste estudo e aos funcionários desta
instituição, pela disponibilidade e auxílio
operacional.
REFERÊNCIAS
[1] Finni T, Komi PV, Lukkariniemi J. Aquiles tendon loading during walking: application of a novel optic fiber tecnique. Eur. J. Appl. Physiol. Occup. Physiol. 1998; 77: 289-291.
[2] Finni T, Komi PV, Lepola V. In vivo human
triceps surae and quadriceps femoris muscle function in a squat jump and counter movement jump. Eur. J. Appl. Physiol. 2000; 83: 416-426.
[3] Collins J. The redundant nature locomotor
optimization laws. J. Biomec. 1995; 28(3): 251-267.
[4] Zheng N, Fleisig GS, Escamilla RF,
Barrentine SW. An analytical model of the knee for estimation of internal forces during exercise. J. Biomec. 1998; 31: 963-967.
[5] Escamilla RF, Fleisig GS, Zheng N,
Barrentine SW, Wilk KE. Biomechanics of the knee during closed kinetic chain and open kinetic chain exercises. Med. Sci. in Spor. Exec. 1998; 556-569.
[6] Magee DJ. Avaliação musculoesquelética.
Manole: São Paulo, 2002. [7] Silveira LF, Cañeiro JP, Bernardes C, Aldabe
D, Araújo MA, Loss JF. Método para a correção da distorção de imagens obtidas por videofluoroscopia. Rev. Radiol. Brasil. 2005; 38(6): 427-430.
[8] Baltzopoulos V. A videofluoroscopy method
for optical distortion correction and measurement of knee-joint kinematics. Clin. Biomec. 1995; 10(2): 85-92.
[9] Nisell R, Nemeth G, Ohlsen H. Joint forces in
extension of the knee. Acta. Orthop. Scand. 1986; 57: 41-46.
[10]Nisell R, Ericson M, Nemeth G, Ekholm J.
Tibiofemoral joint forces during isokinetic knee extension. Am. J. Sports. Med. 1989; 17: 49-54.
1623
[11]Lindahl O, Movin A. The mechanics of extension of the knee joint. Acta. Orthop. Scand. 1967; 38: 226-234.
[12]Yamaguchi G, Zazac F. A planar model of the
knee joint to characterize the knee extensor mechanism. J. Biomec. 1989; 22: 1-10.
[13]Herzog W, Read LJ. Lines of action and
moment arms of the major force-carrying structures crossing the human joint. J. Anat. 1993; 182: 213-230.
[14]Lu TW, O´Connor JJ. Lines of action and
moment arms of the major force-bearing structures crossing the human knee joint: comparison between theory and experiment. J. Anat. 1996; 189: 575-585.
[15]Wretenberg P, Nemeth G, Lamontagne M.
Passive knee muscle moment arms measured in vivo with MRI. Clin. Biomec. 1996; 11: 439-446.
[16]Kellis E, Baltzopoulos V. In vivo
determination of the patella tendon and hamstrings moment arms in adult males using videofluoroscopy during submaximal knee extension and flexion. Clin. Biomec. 1999; 14: 118-124.
[17]Gill HS, O´Connor JJ. Biarticulating two-
dimensional computer model of the human patellofemoral joint. Clin. Biomec. 1996; 11: 81-89.
[18]Imran A, Huss RA, Holstein H, O´Connor JJ.
The variation in the orientations and moment arms of the knee extensor and flexor muscle tendons with increasing muscle force: a mathematical analysis. Proc. Inst. Mech. Eng. 2000; 214(3): 277-286.
[19]Krevolin JL, Pandy MG, Pearce JC. Moment
arm of the patellar tendon in the human knee. J. Biomec. 2004; 37: 785-788.
[20]Buford WL, Ivey FM, Malone JD. Muscle
balance at the knee-moment arms for the normal and the ACL-deficient knee. IEEE Trans. Rehabil. Eng. 1997; 5: 367-379.
[21]Visser JJ, Hoogmaker JE, Bobbert MF,
Huijing PA. Length and moment arm of human leg muscles as a function of knee and hip-joint angles. Eur. J. Appl. Physiol. 1990; 61: 453-460.
[22]Tsaopoulos DE, Maganaris CN, Baltzopoulos
V. Can the patellar tendon moment arm be predicted from anthropometric measurements?. J. Biomec. (in press).
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