Discusión: Biomecánico del Ligamento Cruzado Anterior

Análisis de los Resultados

Parece ser claro que a pesar de los mejores esfuerzos, la lesión y la reconstrucción del LCA puede resultar a largo plazo en una gran incapacidad para la misma 6. Pero independiente de los resultados obtenidos es evidente que la lesión inicial del ligamento es el desencadenante de los cambios osteoartrósicos que es la evolución de la historia natural de su lesión. Sin embargo, es también claro que la disrupción de la cinemática normal de la articulación, la pérdida de la estabilidad fisiológica y la disfunción neurosensorial y del control motor contribuyen a la aceleración de los procesos degenerativos dentro de la rodilla.

Factores como la colocación del injerto y su fijación, la morfología de la rodilla, así como la rehabilitación de la rodilla tiene un significativo impacto en la estabilidad articular y su función. En adición, las propiedades mecánicas inherentes del injerto durante y después de su implantación puede jugar un papel importante en el mantenimiento de la estabilidad articular.

La reconstrucción del ligamento cruzado anterior con el injerto hueso —tendón patelar— hueso isofisiológicamente colocado es hoy en día el método más corrientemente utilizado lográndose tasas de éxito entre el 66% al 94%. El estudio clásico de Noyes 18 sobre las características biomecánicas de este injerto demostró una tensión de 2070 N para 10 mm de ancho con una rigidez aproximada de 480 N/mm. Estudios más recientes respecto a iguales características fueron realizados por Cooper8 encontrando valores promedio de 2977 Newtons +/- 516 N, valores muy superiores a los encontrados por Noyes y que se atribuye al diseño de las mordazas, que evitan concentración del estrés y permiten un deslizamien-to más suave de la probeta sobre la mordaza, evitando una falla más temprana de la misma.

Los resultados obtenidos en nuestro trabajo utilizando el tercio central del tendón patelar a 10 mm de ancho demostraron una tensión promedio de 1623 N con una desviación estándar (SD) de 512 N, una resistencia de 37.59 MPa (SD 15.67) y finalmente una rigidez de 301 N/mm (SD 93.9); valores ligeramente inferiores a los reportados por otros autores como Noyes y Buttler si tenemos en cuenta desviaciones estándar y el número de muestras a comparar5, 18. Al ser comparados con los valores reportados por Cooper8. La diferencia sí es más significativa pero hay que tener en cuenta que el número de muestras analizadas en esta investigación es mucho mayor.

En cuanto a las características biomecánicas del ligamento cruzado anterior se encontraron valores de tensión máxima de 1194 N (SD 462), una rigidez de 26.17 N/mm (SD 23.47) y una resistencia de 67.8 MPa (SD 26.2), lo cual al ser comparada con lo reportado en la literatura no muestra mayores diferencias.

Sin embargo, hay una serie de variables que finalmente pueden alterar los resultados obtenidos y que serán discutidos a continuación.

a. Origen de la muestra

Uno de los objetivos del trabajo fue la evaluación de las características morfométricas y biome-cánicas del ligamento cruzado anterior y del complejo H-TP-H en nuestra población, ya que no existen reportes previos en la literatura nacional, y es realmente con relación a ésta que se deben validar los resultados obtenidos. Las diferencias entre nuestra población y la población anglo-sajona origen de los estudios revisados son bastante obvias pero la influencia sobre el resultado final de las misma es aún motivo de discusión en la literatura.

El efecto de la edad sobre las características del LCA y del complejo H-TP-H parece ser hacia el detrimento en su resistencia tensil y rigidez de acuerdo a lo descrito por Woo27, Noyes17 y Smith24. Sin embargo, Blevins3 y Kennedy14, no encontraron en sus estudios mayores diferencias al respecto, con un mayor número de especímenes estudiados y promedios de edad más cercanos a los de este estudio.

El efecto de la masa y la talla corporal sobre las características biomecánicas del tendón patelar no han sido nunca estudiadas y sólo Noyes 17 ha mencionado la masa corporal en sus estudios del LCA pero para un grupo poblacional diferente (48 a 86 años para 72 kg) al estudiado por nosotros.

Las características morfométricas del LCA y del complejo H-TP-H muestran pequeñas diferencias con respecto a lo publicado en la literatura lo cual podría explicar las diferencias obtenidas, aunque de manera definitiva sólo un análisis de tipo comparativo entre LCA y H-TP-H de muestras cuyo origen (americano y latino) es motivo de discusión, y que incluyan las características histológicas (densidad de fibras de colágeno, etc.) bioquímicas (actividad enzimática) y bajo iguales condiciones experimentales, resolvería la duda respecto a si ésta es la causa de las diferencias.

b. Efecto de la velocidad de la prueba

La mayoría de los autores examinan las propiedades mecánicas del LCA, tendón patelar y otros injertos aplicando ratas de carga a un 100% de elongación por segundo2, 5, 8, 17, 18, 24, argu-mentando que esta rata de elongación simula las cargas que se experimentan durante una lesión del LCA y que los valores obtenidos pueden ser hasta un 40% mayores que los logrados a ratas menores24. Otros autores14, 27, las han realizado a ratas de elongación entre el 7 y el 28% de elongación por segundo, que son ratas de elongación similares a las experimentadas durante actividades de la vida diaria. En el estudio se utilizaron ratas de elongación del 10%/segundo de acuerdo a los hallazgos publicados por Blevins y Hecker3 que es el único estudio que específicamente a evaluado los efectos de la velocidad de la elongación sobre las propiedades biomecánicas del H-TP-H, no encontrando significancia estadística en las diferencias obtenidas entre el 10 y 100% /segundo. Parece ser que este aspecto es de mayor significancia cuando las pruebas se realizan en muestras provenientes de esqueletos inmaduros donde a ratas más bajas es más probable la falla en el sitio de inserción tibial del complejo H-TP-H o cerca de éste24.

c. Variables experimentales

La muestras fueron obtenidas de cadáveres frescos y procesadas en iguales condiciones a las descritas en estudios precedentes. Tanto las pruebas del LCA como del injerto H-TP-H fueron realizadas por los mismos operadores y bajo las mismas características ambientales de humedad (50%) y temperatura ambiental (73 grados F) y siendo irrigadas con SSN para evitar su deshidratación.

Las mordazas utilizadas fueron exactamente las mismas para los análisis de los dos grupos H-TP-H y una especialmente diseñada para el complejo fémur —LCA— tibia.

Dadas estas condiciones es poco probable que las diferencias obtenidas sean atribuibles a las variables de tipo experimental. Sin embargo, un error experimental se puede desarrollar en la medida del deslizamiento entre los puntos de agarre de la mordaza y la probeta, alterando los valores de la curva carga-elongación, pero esta eventualidad fue calculada desde el inicio del estudio preparando las probetas (especímenes) de manera tal que se evitará su deslizamiento y concentración de estrés, todo lo cual fue corroborado durante el estudio piloto inicial.

En cuanto al análisis de las pruebas en des-plazamiento anteroposterior de la tibia con respecto al fémur a 30 grados de flexión, los datos obtenidos demuestran que para reproducir un desplazamiento de 4 mm en este sentido se requirió una fuerza de 237 +/- 123 N, valores similares a los reportados por Butler5, quien practicó una prueba de iguales características en tres cadáveres, para lograr un desplazamiento de 5 mm, necesitando una fuerza de 333 N. Se escogió un desplazamiento de 4 mm, porque es el actualmente aceptado como el mínimo requerido para producir inestabilidad, y que generalmente se presenta al aplicar una fuerza de 200 N o más15. Esta fuerza requerida es similar a la soportada durante actividades de moderadas a extenuantes y es superior a la fuerza aplicada manualmente (45 a 90 N) durante las pruebas de estabilidad de la rodilla.

Esto permite diferenciar la existencia de unas fuerzas clínicas y otras funcionales. Las fuerzas clínicas son pequeñas cargas aplicadas a la rodilla durante el examen clínico, mientras que las fuerzas funcionales son cargas mayores “in vivo”, que se presentan durante actividades de moderadas a extenuantes. La cantidad de laxitud depende en gran medida de la carga aplicada; por lo tanto durante el examen articular la inestabilidad puede ser mínima, sin predecir siempre la presencia de inestabilidad cuando se vaya a estar frente a moderada o gran actividad, lo cual sería de valor en presencia de un ligamento cruzado anterior macroscópicamente sano pero laxo, o en presencia de rupturas parciales (ya que la fuerza requerida para el desplazamiento es muy inferior a la requerida para su falla estructural), lo cual es aún más obvio cuando se examina la rodilla teniendo unos estabilizadores secundarios indemnes.

El tercio central del tendón patelar tuvo el 135% de la resistencia tensil con respecto al LCA, lo cual es similar a los valores obtenidos por Noyes18 (1725 N) pero inferiores comparados con otros autores como Woo27 (2160 N), y especialmente por Cooper (2977 N)8. De todas maneras estos datos reflejan el hecho de que el tercio central del tendón patelar es probablemente más fuerte en comparación con el LCA en nuestra población.

En respuesta a la hipótesis del efecto de la rotación del injerto hueso —tendón patelar— hueso 90 grados sobre su eje a nivel distal, se encontró un significativo incremento (p<0.05) de su resistencia tensil (cercano a un 30%), comparado con el grupo que no, sin cambiar en mayor medida su rigidez. Estos resultados están de acuerdo con aquéllos obtenidos por Cooper8, quien realizó un estudio similar en dos grupos de diez (10) tendones patelares a iguales dimensiones.

En este estudio la oportunidad de obtener ambos tendones patelares de cada cadáver, ofrece la posibilidad de pensar que esencialmente cada tendón tenía la misma longitud, geometría, ancho, grueso y densidad de colágeno y demás componentes estructurales, disminuyen la variabilidad de los resultados, asumiendo que las propiedades biomecánicas de cada par de tendones es idéntica al ser procesados y preparados de igual manera, dando aún más validez a estos resultados.

Probablemente el efecto de la rotación sea atribuible a un agrupamiento más uniforme de la estructura del tendón, permitiendo una carga más uniforme sobre sus fibras8. Es importante anotar que esta situación encontrada “in vitro” no nece-sariamente se correlaciona con los datos que podrían encontrarse “in vivo”, ya que durante su reconstrucción el tendón patelar es pasado a través de túneles y cursa alrededor de ángulos creados por estos túneles, lo cual eventualmente podría cambiar sus propiedades biomecánicas, por angulación, redirección y carga no uniforme.

Los resultados obtenidos muestran como ventajosa la práctica de la rotación del injerto, desde el punto de vista mecánico, lo cual sumado a que facilita su fijación con el tornillo de interferencia; a que remeda una orientación más anatómica de sus fibras; al tener una mejor excursión dentro del surco intercondíleo con menor posibilidad de pinzamiento, lo muestran como cercano a ese comportamiento isofisiológico, tan buscado por los diferentes autores,8, 9, 20, 22, 25.

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