Biomechanical Study of Different Femoral Fixation Devices in the Reconstruction of the Medial Patellofemoral Ligament in Porcine Knees.

Objective  To evaluate different femoral fixation devices for medial patellofemoral ligament reconstruction and compare their effectiveness regarding fixation strength up to failure in porcine knees. Methods  Thirty porcine knees were used, divided into three groups of 10 knees. The removed grafts were dissected from the extensor tendons of porcine feet. In each group, the graft was fixed to the femur with an interference screw, an anchor, or adductor tenodesis. The three methods were subjected to biomechanical tests using a universal Tensile testing machine at a speed of 20 mm/minute. Results  The highest average linear resistance under lateral traction occurred in group 1, "screw fixation" (185.45 ± 41.22 N), followed by group 2, "anchor fixation" (152.97 ± 49, 43 N); the lower average was observed in group 3, "tenodesis fixation" (76.69 ± 18.90 N). According to the fixed error margin (5%), there was a significant difference between groups ( p  < 0.001); in addition, multiple comparison tests (between group pairs) also showed significant differences. Variability was small, since the variance coefficient was lower than 33.3%. Conclusion  Interference screws in bone tunnels and mountable anchors fixation with high resistance wire are strong enough for femoral fixation in porcine medial patellofemoral ligament reconstruction. Adductor tenodesis, however, was deemed fragile for such purpose. Sociedade Brasileira de Ortopedia e Traumatologia. This is an open access article published by Thieme under the terms of the Creative Commons Attribution-NonDerivative-NonCommercial License, permitting copying and reproduction so long as the original work is given appropriate credit. Contents may not be used for commercial purposes, or adapted, remixed, transformed or built upon. ( https://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/ ).

Introduction

The anatomy and biomechanical properties of the medial patellofemoral ligament (MPFL) are described in several studies. 1 2 3 4 5 6 7 8 The MPFL is located in the second of the three layers of the medial region, together with the medial collateral ligament. It runs transversally from the patella to the femur. At the femur, it attaches itself posteriorly and proximally to the medial and distal epicondyle and anteriorly to the adductor tubercle. Its average length ranges from 53 to 55 mm, and its width varies from 3 to 30 mm. 4 Since MPFL is one of the main medial stabilizers of the patella, its injuries (most often at the femoral attachment site) are associated with patellar dislocations. 1 2 3 It is frequently reconstructed in patients with recurrent instability, with good outcomes in clinical studies. 1 3 5 7 The MPFL is the main limiting factor for patellar lateral displacement, direction in which most dislocations occur, contributing with 60% of the restraining force during lateralization in 20° flexed knee. 4 The MPFL reconstruction was first described by Gomes et al, 1 and it is performed to restore patellar stability with favorable results. 1 3 5 7

The reconstruction of the MPFL is often performed alone when bone morphology is normal. In cases with trochlear dysplasia and/or high patella, the MPFL can play an even greater role in biomechanical restriction compared to cases with normal trochlear fossa and patellar height. 6

Many surgical techniques have been developed for the treatment of patellar instability, including free graft fixation in bone canals, free graft fixation with anchors, and free graft suture to the periosteum .7 Today, there is no gold standard option for femoral fixation; the technique most frequently used is the tunnel with interference screw, followed by anchors with suture. 9

Fixation by tenodesis is indicated for MPFL reconstruction in immature skeletons and to avoid transtendinous suture. 10 The technique of graft adductor magnus tenodesis performed in young people has the advantage of not causing any damage to the femoral open growth plate, preventing its premature closure, which may cause angular deformity. 11

Anchors allow the direct insertion of implants (with no drilling, threading or pre-drilling) with a self-inclusion tip as well as perfecting and tensioning individual sutures. 12 Good functional scores at the Kujala scale were demonstrated in patients submitted to femoral fixation with titanium anchors. Since only one titanium anchor is applied to the femur, this procedure is relatively cost-effective; in addition, the use of many implants for graft stabilization increases the risk of local pain and inflammation. 11

The prominent fixation material in the medial part of the medial femoral condyle is known to cause local irritation and potentially restrict movement. Even in the absence of prominent material, a medial femoral condyle tunnel can be the source of refractory pain. 7 8 9 Pain and stiffness can also be related to an underlying lesion to the joint surfaces of the patellofemoral compartment or to the poor tunnel positioning. 6 7 8 9

It is worth noting that any synthesis material on the patellar edge or the medial femoral condyle may become prominent following surgical swelling resolution. Patients may be less able to tolerate discomfort in such areas, requiring material removal. 9

The present work aims to test and measure the biomechanical properties of three different methods of graft fixation in the medial femoral condyle during MPFL reconstruction in porcine knees—interference screws, titanium anchors with sutures, and adductor tenodesis—to evaluate the linear resistance under lateral traction at the same patellar inclination until failure at the graft femoral site.

Materials and Methods

An experimental study was carried out with 30 fresh pigs knees aged 8 to 9 months and with approximately 110 kg of live weight. The tests were performed at room temperature and the samples were kept in saline solution for 300 minutes to maintain adequate hydration of parts before testing.

Porcine knee joints were chosen because they are anatomically similar and have comparable femoral bone density to human knee joints. Porcine knees are used as a comparative model for femur fixation, 13 and previous studies reported their similar biomechanical properties. 14 15 16 17

The knees were dissected evenly. After skin and subcutaneous removal, patellar and quadriceps tenotomy, in addition to all extensor tendons, was performed, except in group 3, and the graft was fixed through an adductor tenodesis. All peripheral structures were sectioned and removed. Only the femur used for MPFL fixation biomechanical tests remained.

Thirty femurs were divided into 3 groups of 10, according to the fixation types to be tested. The reconstruction of the MPFL was performed with grafts dissected from porcine feet extensor tendons. The medial femoral condyle lengths in the sagittal plane were measured for sample standardization.

Considering native MPFL size variations, 18 we used grafts with a thickness of 4 mm and length of 126 mm (30 mm for femoral fixation, 40 mm for fixation to the traction equipment, and 56 mm of free tendon) for the screw and tenodesis groups, and tendons 4-mm thick and 192-mm long for the anchor group (0 mm for femoral fixation, two 56 mm free arms, and two 40 mm arms for fixation to the traction equipment). All grafts were measured with a mechanical caliper.

In group 1, fixation was performed with a 7 × 25 mm titanium interference screw, and a 1.5-mm Kirschner wire was used to find the best point for the femoral tunnel. It was placed at the anatomical site for MPFL attachment, 10 mm proximally and 2 mm posteriorly to the medial femoral epicondyle, or 4 mm distally and 2 mm anteriorly to the femoral adductor tubercle. 6 17

A 7-mm cannulated drill was passed over the wire up to 30 mm in depth to accommodate the free ends of the tendon and preventing the 25 mm screw of going beyond the free end of the tendon in the tunnel to ensure better fixation. 19 Using a 2-mm Beath pin, the ends of the tendon were passed through the femoral tunnel, with the stems coming out through the lateral condyle. Applying traction to the stem, the graft was fixed with a 7 × 25-mm titanium interference screw and, as in the preconized technique, the screw head was buried subcortically. 6

In group 2, fixation was performed with 5-mm titanium anchors in the femur, at the same point described for the previous group; the graft was folded into two arms of equal length, 96 mm, and fixed to the anchor with Ethibond 5.0 (Ethicon Inc., Somerville, NJ, USA) in the center of the fold over the tendon with two knots using the Pauchet technique. 20 The traction exerted during testing will be at a 90° angle, optimizing the force against the anchor pull. 21

In group 3, adductor magnus tenodesis was performed; Ethibond 5.0 was used through 4 transfixations at the proximal region of the graft and 1 Pauchet knot 20 after each transfixation, totaling 4 knots ( Figure 1 ).

Fig. 1

Anterior view of a left porcine femur with a perpendicular graft under traction on the universal traction testing machine. Authors, 2017.

Biomechanical Testing

Biomechanical tests were performed for different types of graft fixation using a universal tensile testing machine at a speed of 20 mm/minute. These tests predict the vulnerability of a special fixation to failure during postoperative rehabilitation and provide an environment for direct comparison of different fixation techniques and devices. The force parameters were recorded using a Spider data acquisition system with 8 channels. The data processing software used was Catman Easy 3.1. Both manufactured by HBM Headquarters Germany / Darmstadt. The femurs were connected to the base of the machine by a tuning fork and kept parallel to the ground, with the medial epicondyle facing downwards; the bones were fixed by their diaphysis through a screw anchored to the two ends of the tuning fork. A clip was used to fix the free graft extremity to the traction machine. The graft was maintained in the femoral fixation region at a 90° angle in relation to the axis of the machine ( Figure 1 ), keeping the traction visually in a straight line with the patellar lateral displacement vector.

The parameters evaluated were the following: force at the maximum resistance limit for different ligament fixation types, expressed in Newtons, and failure modes. Sample failure was defined by a sudden drop in graph curve (N) during the test. The test was then stopped, and the graph was analyzed.

Statistical Analysis

Numerical variables were expressed as means, standard deviations, and coefficients of variation, whereas the categorical variable was expressed as absolute frequencies.

The sample size was determined by using the comparison methods of two mean values (Student t-test) from previous studies data. 13 17

The Kruskal-Wallis test was used to compare the maximum traction force between the groups. Data normality and variances equality hypotheses were verified using the Shapiro-Wilk and Levene tests; size comparisons were used due to the rejection of variance equality between the groups. 22

The margin of error for statistical tests was 5.0%. Data were entered into an Excel spreadsheet, and statistical calculations were performed with SPSS version 23 (IMB Corp., Armonk, NY, USA).

This study was approved by the Animal Ethics Committee (CEUA, in the Portuguese acronym) of the institution.

Results

The highest average linear resistance under lateral traction occurred in group 1 (screw fixation; 185.45 ± 41.22 N), followed by group 2 (anchor fixation; 152.97 ± 49, 43 N); the lower average was observed in group 3 (tenodesis fixation; 76.69 ± 18.90 N) ( Table 1 ). According to the fixed error margin (5%), there was a statistically significant difference between the groups ( p  < 0.001); in addition, multiple comparison tests (between group pairs) also showed significant differences. Variability, expressed by the variance coefficient, was small, lower than 33.3%. Figures 2 , 3 and 4 show the maximum force to failure in each sample per group

Table 1

Strength in each fixation group

Group	Mean (N)	Standard deviation (N)	Variation coefficient (%)
1 Screw	185.45 (A)	41.22	22.23
2 Anchor	152.97 (B)	49.43	32.31
3 Tenodesis	76.69 (C)	18.90	24.64
P -value	p a  < 0.001*

(*) Statistically significant difference at 5%.

Kruskal-Wallis test comparisons.

Distinct superscript letters indicate significant difference between corresponding groups.

Fig. 2

Maximum femoral traction force in group 1: Screw fixation. Authors, 2017.

Fig. 3

Maximum femoral traction force in group 2: Anchor fixation. Authors, 2017.

Fig. 4

Maximum femoral traction force in group 3: Tenodesis fixation. Authors, 2017.

The femoral condyle widths on the sagittal axis were homogenous in each group. There was little variability between parts. Variation coefficients were up to 4.48%, as shown in Table 2 .

Table 2

Medial femoral condyle sagittal axis width in each group

Group	Mean (mm)	Standard deviation (mm)	Variation coefficient (%)
1 Screw	69.00	3.09	4.48
2 Anchor	68.90	2.77	4.02
3 Tenodesis	68.40	1.78	2.60

Regarding the causes of failure in each technique, group 1 (screw fixation) presented 6 loosening of the graft due to its sliding in the tunnel, and 4 failures resulting from graft rupture; in group 2 (anchor fixation), 8 failures were due to anchor suture rupture, and 2 due to graft rupture; finally, in group 3 (tenodesis fixation), all 10 failures resulted from graft rupture ( Table 3 ).

Table 3

Failure types in each fixation method

Failure type	Screw	Anchor	Tenodesis
	N	N	N
Graft sliding into femoral tunnel	6	–	–
Graft rupture	4	2	10
Anchor wire rupture	–	8	–
TOTAL	10	10	10

(N) = Number of samples.

Discussion

The present study aims to compare biomechanical linear resistance from three fixation methods previously described. Fixation with interference screws in a bone tunnel (group 1) resulted in the greatest tensile strength load (185.45 ± 41.22 N) for medial patellofemoral ligament reconstruction, consistent with the native ligament strength in humans (145 ± 68N) reported by Criscenti et al. 2 The anchor fixation group (group 2) also showed an average strength (152.97 ± 49.43 N) until failure close to findings from the aforementioned study; however, this was not observed in the adductor tenodesis group (group 3) (76.69 ± 18.90 N).

Our results are consistent with the published data: fixation with anchors or interference screws results in good postoperative outcomes. 3 5 7 8

The modes of failure ( Table 3 ) resulting from maximum strength until fixation failure in each group were different depending on the fixation method; as such, a given type of failure prevailed in each group.

Our study showed that group 1 presented greater traction force compared to the other groups ( Figure 2 ), and its main type (60%) of failure was tendon sliding into the tunnel.

In the same group 1, graft rupture occurred in 40% of the samples. The simple placement of an interference screw is known to compromise the biomechanical properties of the graft 23 this effect can be attenuated by avoiding the use of excessively large screws.

In group 2, 8 samples (80%) presented failure due to anchor suture (Ethibond 5.0) rupture; moreover, traction force variation was reasonably low, as evidenced by the variation coefficient (32.31%). We assume that the type of anchor wire, in addition to the anchor/wire interface, can directly influence the total force supported by the fixture. This finding is corroborated by a work showing that an anchorage using Ethibond 2.0 (Ethicon) is more fragile than one using Ethibond 5.0. 24 Knowing that wires with much higher resistance than Ethibond 5.0 are available, this technique proved to be quite strong to keep the patella on its trochlear track. Barber et al concluded that some more recent suture anchors showed significant improvements in load to failure values when compared to braided polyester sutures. Therefore, suture material influences failure modes. 23 25

Another factor that apparently contributed to the anchor not being pulled out was the graft traction angle, of approximately 90° ( Figure 1 ), avoiding more acute angles (< 90°) that facilitate anchor pullout .21

Group 3 showed lower tensile strength ( Figure 4 ), and all failures resulted from graft rupture after suture (Ethibond 5.0) transfixation for biotenodesis. Thus, it seems that the use of a transient suture may weaken the graft, increasing its vulnerability. Although some studies showed a certain advantage in not transfixing the graft, 26 further research on this subject are required.

Direct comparisons between human specimens are complicated, since factors such as donor age and bone density differences are difficult to control. Therefore, we chose to use porcine bones, which allowed us to control these factors. Since this study involved zero-time biomechanical testing in immediate postoperative conditions, no histological comparison was possible. Therefore, there are potential differences between in vitro and in vivo results, including because of the contribution of the other static and dynamic stabilizers at the patellofemoral joint. In addition, there was no measurement of graft slippage to reduce error or intra/interobserver reliability tests. 11 27

Conclusion

The use of bone tunnel interference screws in porcine knees is strong enough for femoral fixation in medial patellofemoral ligament reconstruction, as well as the fixation with mountable anchors and high resistance wire. Adductor tenodesis was deemed fragile for this purpose.

Introdução

A anatomia e as propriedades biomecânicas do ligamento patelofemoral medial (LPFM) são descritas em diversos trabalhos. 1 2 3 4 5 6 7 8 O LPFM está situado na segunda das três camadas da região medial, juntamente com o ligamento colateral medial e tem trajeto transversal da patela ao fêmur. No fêmur, insere-se posterior e proximalmente ao epicôndilo medial e distal e anteriormente ao tubérculo do adutor. Seu comprimento médio varia entre 53 e 55 mm e sua largura entre 3 e 30 mm. 4 O LPFM é um dos principais estabilizadores mediais da patela, suas lesões (na maioria das vezes na inserção femoral) estão associadas às luxações de patela. 1 2 3 O LPFM é frequentemente reconstruído em pacientes com instabilidade recorrente da patela, mostrando bons resultados em estudos clínicos 1 3 5 7 e é o principal limitador do deslocamento lateral da patela, direção em que ocorrem a maioria das luxações, contribuindo com 60% da força de restrição na lateralização em flexão de 20° do joelho. 4 A reconstrução do LPFM foi descrita primeiramente por Gomes et al. 1 e é realizada com o objetivo de restaurar a estabilidade patelar, obtendo desfechos favoráveis. 1 3 5 7

A reconstrução do LPFM é frequentemente realizada isoladamente quando a morfologia óssea é normal. Nas situações de displasia troclear e/ou patela alta, o LPFM pode desempenhar um papel ainda maior na restrição biomecânica do que quando a fossa troclear e a altura da patela estão normais. 6

Muitas técnicas cirúrgicas foram desenvolvidas para tratar a instabilidade patelar: enxerto livre fixo em canais ósseos, enxerto livre fixado com âncoras, e enxerto livre suturado ao periósteo. 7 Atualmente não existe opção padrão-ouro para fixação femoral, sendo a técnica mais frequentemente utilizada o túnel com parafuso de interferência e, em alguns casos, as âncoras com sutura. 9

A fixação por tenodese é melhor indicada na reconstrução de LPFM em esqueletos imaturos e para evitar a sutura transtendão. 10 A técnica de tenodese do enxerto no tendão do músculo adutor magno realizada em jovens tem a vantagem de não causar qualquer dano à fise aberta no fêmur, prevenindo o fechamento prematuro da mesma, podendo causar deformidade angular. 11

As âncoras permitem a inserção direta de implantes (sem necessidade de perfuração, rosqueamento, ou pré-perfuração) com o uso de ponta de auto-inclusão, bem como aperfeiçoamento e tensionamento de suturas individuais. 12 Foram demonstrados bons escores funcionais pela escala de Kujala em pacientes nos quais foram usadas âncoras de titânio para fixação femoral. Como apenas uma âncora de titânio é aplicada no fêmur, este procedimento é relativamente rentável; além disso, a utilização de muitos implantes para estabilizar o enxerto aumenta o risco de dor e inflamação local. 11

Sabe-se que o material de fixação proeminente na parte medial do côndilo femoral medial pode também causar irritação local e restringir potencialmente o movimento. Até mesmo na ausência de um material proeminente, um túnel no côndilo femoral medial pode ser a fonte de dor refratária. 7 8 9 A dor e a rigidez também podem estar relacionadas à lesão subjacente das superfícies articulares do compartimento patelofemoral ou também com o mau posicionamento do túnel. 6 7 8 9

Deve-se também estar ciente de que qualquer material de síntese na borda da patela ou no lado medial do côndilo femoral pode tornar-se proeminente uma vez que o inchaço cirúrgico desapareça. Os pacientes podem tolerar menos o desconforto nestas áreas, solicitando a remoção do material. 9

O presente trabalho visa testar e mensurar as propriedades biomecânicas de três diferentes métodos de fixação do enxerto no côndilo femoral medial, na reconstrução do LPFM em joelhos porcinos: parafusos de interferência, âncoras de titânio com suturas, e tenodese no tendão do músculo adutor, com intuito de avaliar a resistência linear sob tração lateral na mesma inclinação da patela até atingir sua falha no sítio femoral do enxerto.

Materiais e Métodos

Foi realizado um estudo experimental com 30 joelhos frescos de suínos com idades entre 8 e 9 meses e aproximadamente 110 kg de peso vivo. Os testes foram realizados à temperatura ambiente e as amostras foram mantidas em solução salina por 300 minutos para manter hidratação adequada das peças antes dos ensaios.

Optamos por utilizar articulações de joelhos suínos, que são anatomicamente semelhantes e têm densidade óssea femoral similar às articulações de joelhos humanos. As articulações de joelhos suínos foram utilizadas como modelo comparativo para fixação no fêmur humano, e estudos anteriores relataram propriedades biomecânicas 14 15 16 17 com resultados similares 13 .

Os joelhos foram dissecados uniformemente. A pele e tecido subcutâneo foram retirados após tenotomia dos tendões patelar e quadriceptal, além de todos os tendões extensores, exceto no grupo 3, sendo fixado o enxerto por tenodese no tendão do adutor. Todas as estruturas periféricas foram seccionadas e retiradas, permanecendo apenas o fêmur que foi utilizado para os testes biomecânicos de fixação do LPFM.

Dividimos os 30 fêmures em 3 grupos de 10, de acordo com os tipos de fixação a serem testados. Realizamos a reconstrução do LPFM com enxertos dissecados dos tendões extensores das patas dos suínos. Foram medidos os comprimentos dos côndilos femorais mediais no plano sagital para padronização das amostras.

Considerando as variações de tamanho que o LPFM nativo apresenta, 18 utilizamos enxertos com 4 mm de espessura e 126 mm de comprimento (30 mm para fixação no fêmur, 40 mm para fixação no equipamento de tração, e 56 mm de tendão livre) nos testes dos grupos com parafuso e tenodese em tecidos moles, e tendões com 4 mm de diâmetro e 192 mm de comprimento nos testes do grupo das âncoras (0 mm para fixação no fêmur, dois braços de 56 mm livres e dois braços de 40 mm para fixação na máquina de tração). Todos os enxertos foram medidos com paquímetro mecânico.

No grupo 1, com fixação por parafuso de interferência de titânio 7 × 25 mm; um fio Kirschner 1.5 mm foi usado para encontrar o melhor ponto para túnel femoral. Colocado no local anatômico da inserção do LPFM, podendo ser referenciado pelo epicôndilo femoral medial, 10 mm proximalmente e 2 mm posteriormente; ou pelo tubérculo do adutor do fêmur, 4 mm distalmente e 2 mm anteriormente. 6 17

Uma broca canulada de 7 mm é passada sobre o fio até uma profundidade de 30 mm, acomodando as extremidades livres do tendão e não permitindo que o parafuso de 25 mm ultrapasse a extremidade livre do tendão no túnel garantindo assim uma melhor fixação. 19 Usando-se um pino de Beath de 2 mm, as extremidades do tendão foram passadas pelo túnel femoral, com os chuleios saindo através do côndilo lateral. Com tração aplicada no chuleio, o enxerto é fixado com um parafuso de interferência de titânio medindo 7 × 25 mm, e, como na técnica preconizada, a cabeça do parafuso foi enterrada subcorticalmente. 6

No grupo 2, foi realizado fixação com âncoras de titânio de 5 mm no fêmur, localizadas no mesmo ponto descrito no grupo anterior; o enxerto foi dobrado em dois braços de comprimentos iguais de 96 mm e fixado à âncora com fio Ethibond 5.0 (Ethicon Inc., Somerville, NJ, EUA)no centro da dobra sobre o tendão associada a 2 nós com técnica de Pauchet. 20 A tração exercida no teste será em um ângulo de 90° otimizando a força contra o arrancamento da âncora. 21

No grupo 3, foi realizada tenodese ao tendão do músculo adutor magno; sendo utilizado fio Ethibond 5.0 através de 4 transfixações da região proximal do enxerto associada a 1 nó com técnica de Pauchet 20 após cada transfixação, totalizando 4 nós ( Figura 1 ).

Fig. 1

Visão anterior de fêmur suíno esquerdo com enxerto sendo testado colocado perpendicularmente sob tração na máquina universal de ensaio de tração. Autores, 2017.

Testes Biomecânicos

Testes biomecânicos foram aplicados aos diferentes tipos de fixação do enxerto utilizando uma máquina universal de ensaio de tração com uma velocidade de 20 mm/min. Eles permitem que a previsão da vulnerabilidade de uma fixação especial venha a fracassar na reabilitação pós-operatória e fornecem um ambiente para a comparação direta de diferentes técnicas e dispositivos de fixação. Os parâmetros de força foram registrados por meio de um sistema de aquisição de dados Spider com 8 canais. O software de processamento de dados utilizado foi o Catman Easy 3.1. Ambos fabricados pela HBM Headquarters Germany/Darmstadt. Os fêmures estavam ligados à base da máquina por um diapasão e paralelos ao solo com o epicôndilo medial voltado para baixo, fixando-os pela sua diáfise por um parafuso ancorado às duas extremidades do diapasão. Um clipe de fixação foi utilizado para fixar a extremidade livre do enxerto à máquina de tração. O enxerto foi mantido na região de fixação femoral em um ângulo de 90 graus com o eixo de tração da máquina ( Figura 1 ), mantendo a tração visualmente em linha reta com o vetor de deslocamento lateral patelar.

Os parâmetros avaliados foram: a força no limite de resistência máxima dos diversos tipos de fixação do ligamento, expressa em Newtons, e os modos de falhas. Foi definido como falência da amostra quando a curva do gráfico (N) apresentava uma queda súbita durante o teste. O teste então era interrompido e o gráfico analisado.

Análise Estatística

Os dados foram expressos através de média, desvio padrão e coeficiente de variação para as variáveis numéricas e frequências absolutas para a variável categórica.

O tamanho da amostra foi determinado utilizando os métodos de comparação de duas médias (teste t de Student) dos dados de estudos anteriores. 13 17

Para a comparação entre os grupos em relação a força máxima de tração foi utilizado o teste de Kruskal-Wallis com comparações múltiplas do referido teste. A verificação das hipóteses de normalidade dos dados e de igualdade de variâncias foram realizadas por meio dos testes Shapiro-Wilk e Levene e a utilização das comparações de tamanho foi devido à rejeição da igualdade de variâncias entre os grupos. 22

A margem de erro utilizada na decisão dos testes estatísticos foi de 5,0%. Os dados foram digitados na planilha excel e o programa utilizado para obtenção dos cálculos estatísticos foi o SPSS versão 23 (IBM Corp., Armonk, NY, EUA).

Este estudo foi aprovado pela comissão de ética no uso de animais da Universidade(CEUA).

Resultados

Observou-se que: a média mais elevada de resistência linear sob tração lateral (185,49 N) ocorreu no grupo 1 (fixação com parafuso), seguido do grupo 2 (fixação com âncora) (152,97 N) e a média menos elevada no grupo 3 (fixação com tenodese) (76,69 N) ( Tabela 1 ). Para a margem de erro fixada (5%) se comprova diferença estatisticamente significativa entre os grupos ( p  < 0,001) e através dos testes de comparações múltiplas (entre os pares de grupos) existem diferenças significativas entre eles. A variabilidade expressa pelo coeficiente de variação se mostra reduzida, com medida inferior a 33,3%. As Figuras 2 , 3 e 4 mostram a força máxima até a falha em cada amostra por grupo.

Tabela 1

Resultados da força encontrados e distribuídos conforme o grupo de fixação

Grupo	Média (N)	Desvio padrão (N)	Coeficiente de variação (%)
1 Parafuso	185,45 (A)	41,22	22,23
2 Âncora	152,97 (B)	49,43	32,31
3 Tenodese	76,69 (C)	18,90	24,64
Valor de p	p a  < 0,001*

(*) Diferença estatisticamente significativa a 5%.

Através do teste Kruskal-Wallis com comparações do referido teste.

Se as letras subscritas são distintas, se comprova diferença significativa entre os grupos correspondentes.

Fig. 2

Valores máximos alcançados da força de tração por fêmur analisado no grupo 1: Fixação por parafuso. Autores, 2017.

Fig. 3

Valores máximos alcançados da força de tração por fêmur analisado no grupo 2: Fixação por âncora. Autores, 2017.

Fig. 4

Valores máximos alcançados da força de tração por fêmur analisado no grupo 3: Fixação por tenodese. Autores, 2017.

Houve homogeneidade em relação às larguras no eixo sagital do côndilo femoral em cada grupo. Destacou-se pouca variabilidade entre as peças. Os coeficientes de variação foram no máximo iguais a 4,48%, como observa-se na Tabela 2 .

Tabela 2

Valores da largura do eixo sagital do côndilo femoral medial distribuídos em cada grupo

Grupo	Média (N)	Desvio padrão (N)	Coeficiente de Variação (%)
1 Parafuso	69,00	3,09	4,48
2 Âncora	68,90	2,77	4,02
3 Tenodese	68,40	1,78	2,60

Em relação às causas da falha no teste em cada técnica, o grupo 1 (fixação com parafuso) apresentou 6 solturas por deslizamento do enxerto no túnel e as outras 4 falhas foram por ruptura do enxerto; no grupo 2 (fixação por âncora), 8 falhas foram por ruptura do fio de ancoragem e 2 por ruptura do enxerto, enquanto que no grupo 3 (fixação por tenodese), todas as 10 falhas foram por ruptura do enxerto ( Tabela 3 ).

Tabela 3

Tipos de falha distribuídos conforme o tipo de fixação

Tipos de falha	Parafusos	Âncora	Tenodese
	N	N	N
Deslizamento do enxerto no túnel femoral	6	–	–
Ruptura do enxerto	4	2	10
Ruptura do fio de ancoragem	–	8	–
TOTAL	10	10	10

(N) = número de amostras.

Discussão

O presente trabalho visa comparar os resultados de resistência linear biomecânica dos três métodos de fixação previamente descritos. Observou-se que a fixação com parafusos de interferência em túnel ósseo (grupo 1) apresentou a maior carga de resistência à tração (185,45 ± 41,22 N) para a reconstrução do ligamento patelofemoral medial conforme a força do ligamento nativo no humano (145 ± 68N), apresentado no estudo de Criscenti et al. 2 O grupo de fixação com âncoras (grupo 2) também apresentou uma média de força (152,97 ± 49,43 N) até a falha próxima ao valor do estudo supracitado, fato não verificado no grupo de tenodese (grupo 3) no tendão do músculo adutor da coxa (76,69 ± 18,90 N).

Os resultados evidenciados nesse trabalho são compatíveis com os dados publicados na literatura: a fixação com âncoras ou parafusos de interferência apresentam bons resultados pós-operatórios. 3 5 7 8

Analisando os tipos de falha ( Tabela 3 ) resultantes da força máxima até a falência da fixação em cada grupo, mostrou-se que a falha se dava de forma variada dependo do método de fixação, prevalecendo um tipo de falha em cada grupo.

Nosso estudo evidenciou que o grupo 1 apresentou maior força de tração em relação aos demais grupos testados ( Figura 2 ) e seu tipo de falha, em maior parte (60%), foi o deslizamento do tendão no túnel.

No mesmo grupo 1, ocorreu ruptura do enxerto em 40% das amostras. Sabe-se que a simples colocação do parafuso de interferência compromete as propriedades biomecânicas do enxerto, 23 o que pode ser atenuado ao evitar o hiperdimensionamento do parafuso selecionado.

No grupo 2, em 8 amostras (80%), houve falha por ruptura do fio de ancoragem (Ethibond 5.0) e uma variação da força de tração com um coeficiente de variação razoavelmente baixo (32,31%). Supomos que o tipo de fio de ancoragem juntamente com a interface fio/âncora pode influenciar diretamente na força total que a fixação suportará. Este achado é corroborado por um trabalho que mostra que uma ancoragem usando Ethibond 2.0 (Ethicon) é mais frágil quando comparada com Ethibond 5.0. 24 Sabendo que há fios com resistência muito superior ao Ethibond 5.0, esta técnica mostrou-se bastante resistente a fim de manter a patela em seu trilho troclear. Barber et al. concluíram que algumas âncoras de sutura mais recentes mostraram melhorias significativas nos valores de carga a falha quando comparados com suturas de poliéster trançado. Logo, observa-se que o material de sutura influencia no modo de falha. 23 25

Outro fator que parece ter contribuído para o não arrancamento da âncora foi o ângulo de tração do enxerto ter sido de aproximadamente 90° ( Figura 1 ), evitando assim ângulos mais agudos (< 90°) que, por sua vez, facilitam o arrancamento da âncora. 21

O grupo 3 apresentou menor resistência à tração ( Figura 4 ), e seu tipo de falha foi 100% pela ruptura do enxerto, que foi transfixado pelo fio (Ethibond 5.0) para sua biotenodese. Assim, parece que a utilização de sutura transtendão pode fragilizar o mesmo, deixando-o mais vulnerável. Existem trabalhos que mostram certa vantagem em não transfixar o enxerto, 26 porém ainda necessitamos de mais estudos para esta comprovação.

Comparações diretas entre espécimes humanos são complicadas, sendo difícil de controlar fatores como idade do doador e diferenças de densidade óssea. Portanto, optamos por usar osso suíno, permitindo controlar esses fatores. Este estudo envolveu o teste biomecânico de tempo zero em condições pós-operatórias imediatas, nenhuma comparação histológica foi possível. Portanto, existe a possibilidade de haver diferença entre o estudo in vitro com os resultados de um estudo in vivo, até pela contribuição dos demais estabilizadores estáticos e dinâmicos presentes na articulação patelofemoral. Também não foi realizada a medição do deslizamento do enxerto para reduzir o erro e nem testes de confiabilidade intra/inter observador. 11 27

Conclusão

O uso de parafusos de interferência em túnel ósseo em joelhos porcinos é suficientemente forte para fixação femoral na reconstrução do ligamento patelofemoral medial, assim como a fixação com âncoras montáveis com fio de alta resistência . A tenodese no tendão adutor mostrou-se frágil para essa finalidade.