Modelos numéricos con malhas tetraédricas de 4 e 10 nós do fémur distal e da tíbia proximal para o estudo de próteses do joelho

65 Introdução O método dos elementos finitos (MEF) é uma técnica numérica computacional, desenvolvida originalmente para a obtenção do estado de tensão em problemas complexos de estruturas diversas. Para estruturas contínuas, mesmo com pouca complexidade geométrica, não é geralmente possível encontrar uma solução que satisfaça o conjunto de equações diferenciais utilizando os métodos da matemática clássica. No MEF, a estrutura complexa é dividida numa malha de elementos interligados onde cada qual assume um campo de deslocamentos. A solução aproximada para um problema, originalmente complexo, é então encontrada numa combinação de soluções de problemas elementares. Desde a sua primeira aplicação em 1972 [1], na biomecânica ortopédica, que os elementos finitos Biomecánica, 13 (1), 2005, pp. 65-81 Modelos numéricos con malhas tetraédricas de 4 e 10 nós do fémur distal e da tíbia proximal para o estudo de próteses do joelho A. COMPLETO , J. A. SIMÕES , F. FONSECA . Departamento de Engenharia Mecânica, Universidade de Aveiro, 3810-193 Aveiro, Portugal. Serviço de Ortopedia - Hospitais da Universidade de Coimbra, Faculdade de Ciências da Saúde da Beira Interior, Covilhã, Portugal Correspondência: José António de Oliveira Simões; [email protected] Grupo de Investigação em Biomecânica Departamento de Engeheria Mecânica Universidade de Aveiro 3810-193 Aveiro, Portugal 112 Resumo Existe alguma controvérsia sobre a adequabilidade dos elementos finitos tetraédricos lineares de 4 nós e quadráticos de 10 nós para simulações de estruturas ósseas presentes em determinados problemas da biomecânica. Neste artigo analisa-se o desempenho destes dois tipos de elementos na modelação numérica do fémur distal e da tíbia proximal, necessárias para estudos sobre a prótese do joelho. Faz-se também estudo complementar experimental com uso de extensometria para comparação das extensões obtidas com as deformações numéricas. Os resultados mostram que se obtém excelente correlação numérica-experimental para malhas tetraédricas de 4 nós, com 6 graus de liberdade por nó, com um número de graus de liberdade superiores a 125000 para a tíbia e superiores a 160000 para o fémur. Palavras-chave: tíbia, fémur, elementos finitos, tetraédrico, extensão-deformação, extensómetro. 1 2 têm sido largamente utilizados para avaliação do comportamento mecânico de tecidos biológicos, em particular ossos, músculos e cartilagem articular. O método permite determinar o estado de tensão e ou deformação dos tecidos, relacionando-o com processos biológicos de crescimento ósseo, remodelação e tratamento de fracturas e possibilitam, ainda, testar e optimizar o desempenho a curto e longo prazo de dispositivos ortopédicos, tais como próteses para articulações, fixadores internos e externos de fracturas, etc. [2]. Mais recentemente, modelos de elementos finitos, gerados a partir de imagens obtidas a partir de tomografia axial computorizada do esqueleto do paciente, são usados na prática clínica, em combinação com sistemas de cirurgia assistida por computador [3], ou para a previsão do risco de fractura em pacientes com osteoporose [4]. O fémur e a tíbia são duas das partes do esqueleto mais frequentemente analisadas pelo MEF [2]. Apesar de os modelos de elementos finitos serem uma ferramenta adequada para a análise de tensões em estruturas complexas ao nível da geometria, de sistemas de forças e do comportamento dos materiais, deve-se estar 66 consciente de que a precisão dos resultados calculados é dependente do tipo malha e elemento utilizado e do nível de refinamento da malha [5]. Quando a estrutura modelada é geometricamente complexa, é previsível que as cargas aplicadas resultem em complexas distribuições e gradientes de tensão. Com o objectivo de alcançar a solução mais precisa, mesmo onde existam variações acentuadas do campo de tensão, uma refinação suficiente da malha, assim como um campo de deslocamentos mais complexo no interior do elemento, pode ser necessário. Do ponto de vista teórico, à medida que o número de elementos e o número de graus de liberdade aumentam, os resultados calculados convergem para uma solução mais correcta assimptoticamente. Em contrapartida, utilizando uma malha grosseira podem gerar-se erros grosseiros. Para além de um determinado nível de refinamento da malha ou número de graus de liberdade, o aumento da exactidão do resultado pode ser mínimo, incrementando-se o tempo de processamento para a obtenção da solução do problema. A criação de elementos finitos tridimensionais de ossos humanos, tais como o fémur ou a tíbia, não é propriamente uma tarefa simples. Partindo de imagens de tomografia computorizada dos ossos específicos do paciente ou de geometrias tridimensionais de réplicas humanas de fémures e tíbias (Sawbones, Pacific Research Laboratories, Inc., Vashon, WA) já disponíveis na Internet na International Society of Biomechanics Finite Element Repository, gerida pelo Instituto Ortopédico Rizzoli, de Bolonha, em Itália, vários métodos podem ser adoptados para a geração da malha. A geração manual da malha pode produzir modelos com soluções muito exactas, mas requer um tempo de manuseamento elevado para a obtenção de uma malha simples. Por esta razão, a refinação da malha e os testes de convergência raramente são realizados recorrendo à geração manual de malha, principalmente em geometrias complexas. Actualmente existem várias aplicações que permitem a geração automática de malha, com base em algoritmos concebidos para o efeito. Estas aplicações podem gerar a malha de elementos finitos de um objecto a partir das suas formas geométricas automaticamente, tendo o utilizador a possibilidade de controlar os parâmetros de discretização tais como a densidade ou o comprimento da aresta do elemento e, após geração automática, verificar o comprimento mínimo e máximo do lado do elemento, assim como a sua distorção, etc. Existem diferentes métodos de geração automática para a geração de malhas tetraédricas, hexaédricas e voxel. Merz et al. [6] apresentaram uma comparação desses métodos quando usados para a geração de malha no fémur humano. Viceconti et al. [7] investigaram, igualmente, os aspectos da geração automática de malha no fémur humano com cinco métodos diferentes e comparam-nos com resultados in vitro. Utilizando o Standardized Femur [8] como geometria de referência, demonstraram que os elementos tetraédricos de 10 nós, gerados automaticamente, permitem um nível aceitável de exactidão e um bom rácio de convergência. Ao contrário, estudos comparativos de geração automática de malha na tíbia são raros. Au et al. [9] relatam, num estudo numérico sobre a haste do prato tibial na ATJ, uma comparação entre vários tipos de elementos tetraédricos e hexaédricos com o mesmo tamanho. A validação dos resultados numéricos só é possível recorrendo a simulações in vitro, onde normalmente são medidas as extensões na superfície dos modelos. Para muitas das aplicações clínicas dos elementos finitos é praticamente impossível validar os modelos. Por vezes, mesmo um simples teste de convergência é difícil de realizar. Assim sendo, é importante conhecer a inerente exactidão dos modelos em particular da tíbia e do fémur. Tendo em consideração a complexidade geométrica do fémur na sua zona distal (côndilos medial e lateral, assim como a presença da fossa intercondilar) e na tíbia na sua zona proximal (côndilos medial e lateral, zona intercondilar, zona da epífise e tuberosidade anterior) ao que se adiciona a complexidade geométrica dos componentes tibial e femoral da prótese do joelho, torna-se impraticável a geração de malha de forma manual. Por outro lado, a utilização de aplicações de CAD tridimensional na geração das geometrias da tíbia e fémur, assim como dos componentes dos implantes, tornam a adopção de geradores automáticos de malha uma opção razoável. Alguns algoritmos altamente sofisticados podem gerar malhas hexaédricas automaticamente [7], mas a maior parte dos algoritmos comerciais gera malhas de elementos tetraédricos. Os elementos tetraédricos mais comuns, disponíveis nas aplicações de elementos finitos, existem na sua formulação linear de 4 nós ou quadrática de 10 nós. Os elementos tetraédricos, de 4 nós e 3 graus de liberdades por nó, são 67 conhecidos pela sua baixa prestação sobre acção de esforços de corte [10]. Além disso, o seu simples ponto de integração pode não permitir seguir correctamente gradientes acentuados de tensão. Em certas aplicações, como o utilizado neste estudo, é possível utilizar a formulação com seis graus de liberdade por nó. Esta situação aumenta o desempenho do elemento, colocando-o entre os clássicos elementos tetraédricos lineares de 4 nós e os elementos quadráticos de 10 nós [11]. Na prática, a precisão alcançada com elementos tetraédricos lineares é amplamente dependente do problema em análise. Os elementos tetraédricos de 10 nós alcançam, normalmente, um bom desempenho em termos de precisão, mesmo em problemas complexos [7]. A grande barreira deste tipo de elemento, particularmente relevante no problema em estudo, é a limitação da utilização do mesmo em estudos numéricos que envolvam problemas de contacto não lineares. Este tipo de problema requer a utilização de processos interactivos complexos, o que resulta num incremento bastante significativo do tempo de CPU. Alguns algoritmos de contacto podem trabalhar com elementos de 1ª e 2ª ordem. Neste estudo em particular, o problema de atrito surge na análise de próteses com hastes não cimentadas (press-fit). Além dos próprios ossos, tíbia e fémur, deve terse também em conta a adição dos componentes da prótese, que vão ainda aumentar a complexidade do problema e o tempo de cálculo necessário. Um dos objectivos principais do desenvolvimento dos modelos de elementos finitos tridimensionais, neste trabalho, consistiu em investigar vários aspectos biomecânicos da artroplastia total do joelho (ATJ). O estudo, aqui descrito, teve fundamentalmente dois objectivos. O primeiro consistiu em determinar que tipo de elemento, assim como o número mínimo de graus de liberdade necessários para o estudo numérico da tíbia proximal e do fémur distal, na perspectiva do estudo da biomecânica da artroplastia total do joelho. O segundo objectivo consistiu em determinar até que ponto os resultados obtidos numericamente em determinadas condições de carga e fronteira se aproximam dos valores obtidos nos ensaios com modelos experimentais. O estudo incidiu sobre os elementos tetraédricos de 4 nós e 10 nós com 6 graus de liberdade por nó. Materias e métodos Modelo numérico As geometrias de referência neste estudo foram o fémur e tíbia compósitos, disponíveis comercialmente (Sawbones, Pacific Research Labs, Vashon Island, WA). Estes ossos artificiais são estruturas compósitas compostas por fibra de vidro curta embebida em resina de epóxido, na sua camada exterior (osso cortical), e interiormente são preenchidos com espuma de poliuretano, que assume desta forma a função do osso esponjoso. Estes modelos são, normalmente, usados em estudos de biomecânica in vitro. As geometrias tridimensionais do fémur e da tíbia normalizada foram obtidas em site da internet [8]. Geraram-se os elementos finitos tetraédricos, baseados na geometria tridimensional do fémur e da tíbia. Cada malha de elementos finitos tridimensionais foi criada a partir da geração, nas diversas superfícies do modelo de malha de superfície, de elementos triangulares de 3 nós. À medida que as diversas malhas se foram desenvolvendo, foi decrescendo o tamanho médio dos elementos de superfície. Estes elementos foram criados recorrendo ao gerador automático de malha triangular de superfície, disponível no software utilizado (Altair HyperWorks v6.0, Troy, Michigan, USA). Após a formação da malha em cada superfície, entre outros parâmetros, verificou-se o comprimento dos elementos, jacobiano, rácio de aspecto, skew, desvio cordal e ângulos internos. Em todas as malhas geradas foi assegurado que estes elementos se encontravam dentro dos limites especificados pela aplicação. As dimensões médias dos lados dos elementos de superfície dos tetraedros de 4 nós gerados para a tíbia foram de 7; 5; 3.5; 3; 2.75; 2.5; 2.35; 2.2; 2; 1.8; 1.5; 1.2 e 1mm e, para o fémur foram de 5; 3.5; 3; 2.75; 2.5; 2.35; 2.2; 2; 1.5, 1.2 e 1mm. Foram geradas as malhas de superfície para o osso cortical e, também, para o osso esponjoso, sendo o limite deste definido com base nos dados bibliográficos da anatomia do fémur e da tíbia. As superfícies da tíbia consideradas estendem-se até à sua zona mais distal, antes do início do maléolo medial, já que a geração de malha nesta extremidade não revela nenhum interesse para o estudo em questão. Para o fémur foram suprimidas as superfícies relativas à sua parte proximal, isto é, cabeça e trocânter maior. Para o osso cortical da tíbia proximal e fémur distal foram criadas malhas para as superfícies internas e externas, gerando-se um volume de malha completamente fechado. Para o osso esponjoso criou-se uma malha exterior delimitada por uma malha que corresponde ao fim anatómico do osso esponjoso, dando igualmente origem a um volume de malha superficial completamente fechado. Na 68 zona de interface osso cortical/osso esponjoso garantiu-se que todos os nós dos elementos desta interface eram coincidentes e partilhados, de modo a criar uma fronteira rígida entre os dois. Após a geração de cada malha de superfície, na tíbia e no fémur, criou-se de forma automática a malha tridimensional utilizando o algoritmo Tetramesh da aplicação HyperWorks® disponível para o efeito de geração de malha tetraédrica de 4 nós. Estes elementos tridimensionais resultam da propagação realizada a partir das superfícies com malha de superfície triangular interior e exterior para o volume cortical e apenas exterior para o volume correspondente ao osso esponjoso. A propagação destes elementos foi realizada utilizando a opção disponível de optimização da qualidade do elemento e de propagação standard, ocupando esta opção mais tempo de CPU, já que procura optimizar o rácio volumétrico skew durante a geração dos elementos de volume. Constatou-se, durante a geração da malha tridimensional, que a qualidade do resultado da mesma é claramente dependente da qualidade da malha de superfície que lhe deu origem. Os elementos inicialmente gerados foram de 4 nós de primeira ordem com funções de deslocamento linear, mas com seis graus de liberdade por nó com três deslocamentos e três rotações. Num passo posterior, estes elementos de 4 nós foram convertidos em elementos tetraédricos de 10 nós. Este elemento de segunda ordem é tetraédrico com quatro pontos de integração de Gauss, o que permite, teoricamente, uma representação mais exacta do campo de tensões, no elemento. Esta conversão de elementos de 4 nós para elementos de 10 nós garante que o nó intermédio dos elementos de segunda ordem se mantém sobre a aresta do elemento de primeira ordem, não existindo a adaptação deste nó intermédio à geometria do modelo, permitindo introduzir apenas uma função de deslocamento quadrática. Este procedimento permite separar o efeito de adaptação à geometria que os elementos parabólicos iriam, eventualmente, admitir, do efeito de aumentar o grau das funções de deslocamento no elemento. A qualidade dos resultados para ambos os elementos, numa análise linear elástica, é difícil de avaliar, contudo a qualidade geométrica dos elementos gerados foi verificada, sendo esta qualidade uma primeira indicação para a condição dos resultados obtidos. Deu-se especial atenção ao rácio de aspecto (quociente entre a dimensão maior e menor do elemento). Posteriormente, os resultados numéricos aqui descritos, foram validados experimentalmente. Durante as actividades normais, os ossos da tíbia e do fémur estão sujeitos a cargas de compressão, flexão e torção. Apesar de todos estes tipos de carga estarem presentes ao nível do joelho, isto é, na zona da tíbia proximal e do fémur distal, o esforço mais importante observado nesta articulação é o esforço de compressão existente entre a tíbia e o fémur, ao nível do prato tibial. O tipo de carga utilizado para a tíbia e para o fémur é representativo de um joelho em total extensão, na fase de apoio do pé, durante um ciclo de caminhada normal de uma pessoa de aproximadamente 80 Kg, onde as forças registadas na interface tíbia-fémur são cerca de 3 vezes o peso do corpo [12,13]. Esta carga de 2.2 kN foi distribuída entre os dois côndilos medial e lateral da tíbia e do fémur, de uma forma não uniforme. A carga nos côndilos mediais representa 60% da carga total e os côndilos laterais recebem os restantes 40% [12]. Esta distribuição assimétrica da carga, entre os côndilos, permite aumentar o efeito de flexão sobre a tíbia e o fémur. As cargas foram aplicadas distribuídas sobre os nós dos elementos numa área delimitada por um diâmetro de 16mm na zona central dos côndilos, representando a superfície de contacto entre a tíbia e o fémur. A direcção das cargas, nos côndilos medial e lateral, seguiu os eixos mecânicos da tíbia e do fémur. Manteve-se, para todos os modelos gerados, a mesma posição da zona de carregamento nos côndilos, assim como a mesma carga já que a avaliação do desempenho entre os elementos tetraédricos de 4 e 10 nós pressupõe as mesmas condições de fronteira para ambos. O encastramento da tíbia foi feito na zona distal no início do maléolo medial e, no caso do fémur, na sua zona proximal no início do trocânter maior (figura 1), sendo os nós fixos sem qualquer deslocamento ou rotação. O osso cortical foi modelado como um material homogéneo, isotrópico, linear elástico, com um módulo de elasticidade de 14 200 MPa e um coeficiente de Poisson de 0.3. O osso esponjoso foi igualmente assumido como homogéneo, isotrópico e linear elástico com um módulo de elasticidade de 104 MPa e coeficiente de Poisson de 0.3. Estas propriedades de rigidez, citadas na bibliografia [14], não influenciam qualitativamente a análise realizada, devido à natureza comparativa do estudo. No total foram analisados 40 modelos de elementos finitos, correspondendo 13 modelos à tíbia 69 Media lLater al Media l Proxim al Distal Distal Proxim al Media lLater al Media l Proxim al Distal Distal Proxim al e 11 modelos ao fémur, compostos por elementos tetraédricos de 4 nós. Para os modelos de elementos finitos tetraédricos de 10 nós o número de modelos utilizado foi inferior, 10 modelos para a tíbia e 6 modelos para o fémur. Estes últimos foram explorados em menor quantidade, já que o número de graus de liberdade para elementos de 10 nós gerados por malhas de pequena dimensão implicaria tempos de CPU muito para além do razoável. O número limite de graus de liberdade considerado foi de cerca de 860 000, já com um tempo de CPU de 1260s, o que é considerável para uma análise linear elástica. Não se fixou um tempo limite para a resolução do problema, apenas se procurou uma escolha do número de graus de liberdade e do tipo de elemento para obter uma exactidão suficiente, procurando que tal fosse conseguido com o menor tempo de cálculo possível. Para os elementos tetraédricos de 10 nós consideraram-se, apenas, as seguintes dimensões de aresta do elemento para a tíbia: 7, 5, 3.5, 3, 2.75, 2.5, 2.35, 2.2, 2 e 1.8mm. Para o fémur seleccionaram-se as dimensões seguintes: 7, 5, 3.5, 3, 2.75 e 2.5. Todos estes elementos foram criados a partir dos modelos tetraédricos de 4 nós com a mesma dimensão, aumentando simplesmente a ordem dos elementos, conseguiu-se, ainda assim, um número idêntico de graus de liberdade entre os elementos tetraédricos de 4 e 10 nós. Na tabela 1 podemos observar o número de graus de liberdade gerados para cada dimensão de elemento da tíbia e fémur. Todas as análises se realizaram num computador DELL Xeon, a 2,66GHz e 1GB de RAM utilizando o software de analise e optimização estrutural OptiStruct v6.0 (Altair Engineering Inc.), tendo todas elas sido realizadas com sucesso. Inicialmente, calculou-se para cada análise o máximo deslocamento (Umax) do modelo e o deslocamento em 8 nós (Un), pré-seleccionados por cada aspecto, bem como a deformação equivalente de von Mises nos mesmos 8 nós (ån), por aspecto, para a tíbia e para o fémur. Na figura 2 pode observar-se a posição dos nós analisados na tíbia e no fémur (pontos a amarelo), sendo estes os mesmos para todos os modelos analisados. A análise das deformações ou das tensões equivalentes é idêntica, já que o único factor divergente entre os dois resultados é o módulo de elasticidade do material, que no presente caso é constante. Privilegiaram-se as deformações, já que é objectivo deste trabalho ser posteriormente validado experimentalmente recorrendo ao uso de extensómetros em rosetas. Figura 1. Modelos de elementos finitos da tíbia e do fémur. 70 Tamanho do 7 5 3.5 3 2.75 2.5 2.35 2.2 2 1.8 1.5 1.2 1 elemento (mm) Nº Elementos 10852 16492 32937 49106 56671 76860 87980 107193 140976 184060 299032 498740 901588 TÍBIA T4 - NGL 7932 13029 25170 34971 42549 54825 63534 76302 97221 125055 197865 319140 559929 T10 - NGL 53445 85134 166659 232185 283590 373050 430341 520929 671058 868437 NR NR NR Nº Elementos 9478 22795 55278 82047 107002 136755 158966 189185 246079 NR 429279 674975 1174879 FÉMUR T4 - NGL NR 17328 40020 57270 73509 92826 106662 125781 160953 NR 271356 418683 713721 T10 - NGL 49950 115146 270969 393438 508320 645303 NR NR NR NR NR NR NR Tabela 1. Número de elementos e graus de liberdade (NGL) dos modelos de elementos finitos. NR - Malhas não geradas P8 P1 P2 P4 P3 P5 P6 P7 M3 M1 M5 M4 M6 M7 M8 M2 L3 L1 L4 L6 L7 L8 L2 L5 P8 P1 P2 P4 P3 P5 P6 P7 M3 M1 M5 M4 M6 M7 M8 M2 L3 L1 L4 L6 L7 L8 L2 L5 P8 P1 P2 P4 P3 P5 P6 P7 M3 M1 M5 M4 M6 M7 M8 M2 L3 L1 L4 L6 L7 L8 L2 L5 P1 P2 P4 P3 P5 P6 P7 M3 M1 M5 M4 M6 M7 M8 M2 L3 L1 L4 L6 L7 L8 L2 L5 Figura 2. Pontos em amarelo indicam os nós onde foram analisados os deslocamentos e as deformações na tíbia e fémur. 71 Na tíbia as deformações equivalentes são máximas na zona da sua diáfise, para todos os aspectos. O aspecto medial é o que apresenta os níveis de deformações mais elevadas em todos os 8 nós observados, quando comparado com os outros aspectos. No fémur as deformações equivalentes são máximas na zona de transição dos côndilos para a diáfise, em todos os aspectos, sendo o aspecto medial o que apresenta os mais elevados níveis de deformações equivalentes. Calculou-se a convergência para os deslocamentos máximos por nó pré-seleccionado, assim como para as deformações equivalentes nos diversos nós por aspecto. Uma malha pode considerar-se suficientemente refinada quando o deslocamento ou as deformações não se alteram significativamente com um subsequente refinamento de malha. Calcularam-se os desvios do deslocamento máximo relativamente ao deslocamento observado para a malha mais refinada (1), assim como o desvio relativo à malha anterior (2). Também foi calculado o desvio relativo dos deslocamentos para cada tipo de elemento T4 (3) e T10 (4), relativamente ao deslocamento da malha mais refinada do elemento oposto. Determinou-se, para cada malha, o desvio da deformação equivalente em determinados nós préseleccionados, relativamente à deformação correspondente à malha mais refinada (5). Foi também calculado o desvio da deformação para cada tipo de elemento T4 (6) e T10 (7), relativamente à deformação da malha mais refinada do elemento oposto. Numa fase posterior comparou-se, para um número de graus de liberdade aproximadamente idêntico entre os elementos T4 (8) e T10 (9), o desvio relativo entre os deslocamentos ocorridos entre os dois tipos de elementos. max ( - ) 100% ref n ref UU Desvio U x U = (-1) max (-1) ( - ) 100% nn n UU Desvio relativo U x U = (4) (10) ) max 10 / 4 (4) ( - ) 100% TNGLn T NGLn TTNGL TNGLn UU Desvio U x U = (4) (10) 10 / 4 (4) ( - ) max 100% TT TT T Uref Un Desvio U x Uref = (1) (2) (3) (4) ( - ) 100% ref ni ni ref Desvio x εε εε = (10) (4) (4/10) (10) ( - ) 100% ref T ni T ni T T ref T Desvio x εε εε = (4) (10) (10/ 4) (4) ( - ) 100% ref T ni T ni T T ref T Desvio x εε εε = (5) (6) (7) (para cada tipo de elemento) (para cada tipo de elemento) (para cada tipo de elemento) 72 Uref= Deslocamento máximo para a malha com o maior número de graus de liberdade para os elementos de cada tipo T4 ou T10 U(n)= Deslocamento máximo para a malha n (n=número de graus de liberdade) U(n-1)= Deslocamento máximo para a malha anterior à malha n åref= Deformação para o maior número de graus de liberdade no ponto i åni= Deformação no ponto i na malha com n graus de liberdade Como já descrito, para cada malha gerada, foram respeitados os parâmetros de verificação disponíveis na aplicação, tanto para as malhas de superfície assim como para as malhas sólidas. (4) (10) max 4 / 10 (4) ( - ) 100% TNGLn T NGLn TTNGL TNGLn UU Desvio U x U = (4) (10) ) max 10 / 4 (4) ( - ) 100% T NGLn T NGLn TTNGL T NGLn UU Desvio U x U = (8) (9) Modelo experimental Nesta componente do trabalho foram utilizados duas tíbias em material compósito (modelos 3302 esquerdos, Pacific Research Labs, Vashon Island, WA, USA, fabricados em fibra de vidro curta, reforçados com resina de epóxido e espuma de com a forma côncava de cada côndilo no lado inferior e um apoio para a esfera de carregamento do lado superior. Este adaptador foi colado com adesivo epóxido a cada côndilo do componente de polietileno (figura 3). Após estas operações os modelos intactos e com implante foram levados a uma máquina de medida por coordenadas, para medir a posição exacta das rosetas e da posição dos acessórios para carregamento, assim como da posição angular da relativamente à base dos sistemas de fixação, de modo que toda esta informação pudesse ser utilizada posteriormente no modelo numérico. Os sistemas de fixação das extremidades distal da tíbia foram montados, à vez, sobre a máquina de ensaios (concepção própria do Laboratório de Biomecânica do Departamento de Engenharia Mecânica da Universidade de Aveiro) na sua parte inferior, ficando livres para a aplicação das cargas às zonas proximal da tíbia. Esta máquina está ligada a um computador pessoal e através da aplicação Dbase é possível controlar a força e a frequência da carga aplicada, assim como a posição e a velocidade do carregamento. A carga foi transmitida aos adaptadores de carregamento dos modelos através de uma esfera com deslocamento exclusivamente vertical, já que esta se encontra encaixada num orifício de uma placa que está rigidamente ligada à guia móvel da máquina de ensaio, onde se encontra instalada uma célula de carga (AEP TC4 1T Modena Itália) que, por sua vez, está solidária à haste do cilindro pneumático que fornece a força ao sistema. Os modelos que sofreram a cirurgia virtual para colocação dos implantes foram todos sujeitos ao mesmo tipo de carregamento na situação de modelo intacto, antes da colocação dos implantes. Este procedimento permite o registo das extensões no mesmo modelo no estado de intacto e após colocação dos implantes. Estes valores serão utilizados para comparação das extensões experimentais, eliminando o erro associado ao posicionamento das rosetas tri-axiais, já que estas são colocadas no modelo ainda no estado intacto como já descrito e mantêm-se na mesma posição após a cirurgia virtual. Para cada tipo de modelo foram realizados carregamentos independentes sobre os côndilos mediais e, posteriormente, sobre os côndilos laterais. Os níveis de carregamento utilizados em cada côndilo foram de 580N, 870N, 1160N e 1450N. Estes níveis de força estão dentro do campo fisiológico de esforço sobre o joelho, que pode variar entre três e oito vezes o peso do corpo, segundo Morrisson [12] e Harrington [13], em função da actividade desenvolvida. O registo das extensões, após descarregamento, serviu para garantir a inexistência de deformação permanente no modelo. A temperatura a que se realizaram os ensaios foi controlada, situando-se entre 20ºC e 22ºC. A sequência descrita foi repetida cinco vezes para cada nível de carga aplicado a cada côndilo de cada modelo. Para cada registo efectuado, das 73 Figura 3. Modelos in vitro da tíbia e do fémur compósitos. AM1 AM3 L1 L2 L3 P3 P2 P 1 P0 AM2 33 53 13 3 20 2 Vista posterior Vista anterior Ref. prato tibial ε b ε c ε a L1 L2 L3 A1 A2 L2 A1 P2 P1 L0 A2 60 84 13 5 Vista medial Vista anterior Ref. prato tibial M0 M1 M2 L1 M0 M1 M2 ε b ε c ε a AM1 AM3 L1 L2 L3 P3 P2 P 1 P0 AM2 33 53 13 3 20 2 Vista posterior Vista anterior Ref. prato tibial ε b ε c ε a L1 L2 L3 A1 A2 L2 A1 P2 P1 L0 A2 60 84 13 5 Vista medial Vista anterior Ref. prato tibial M0 M1 M2 L1 M0 M1 M2 ε b ε c ε a Figura 4. Posição e orientação das rosetas tri-axiais na tíbia. 80 -900 -750 -600 -450 -300 -150 0 150 300 450 M2 M1 M0 P2 P1 L2 L1 L0 A2 A1 Extensão - Deformação (x10 -6 ) ε 2 ε 1 Fémur intacto c/ carga medial = 1160N -900 -750 -600 -450 -300 -150 0 150 300 450 M2 M1 M0 P2 P1 L2 L1 L0 A2 A1 Extensão - Deformação (x10 -6 ) ε 2 ε 1 Fémur com implante de base c/carga medial = 1160N ε2modelo experimental ε2modelo atrito ε2modelo colado ε1modelo experimental ε1modelo atrito ε1modelo colado ε2modelo experimentalε2modelo experimental ε2modelo atritoε2modelo atrito ε2modelo coladoε2modelo colado ε1modelo experimental ε1modelo atrito ε1modelo coladoε1modelo experimental ε1modelo atrito ε1modelo coladoε1modelo experimental ε1modelo atritoε1modelo atrito ε1modelo coladoε1modelo colado Figura 10. Extensões principais experimentais e deformações principais dos modelos numéricos do fémur para os modelos intacto e com implante de base. -600 -450 -300 -150 0 150 300 P3 P2 P1 P0 AM3 AM2 AM1 L3 L2 L1 Extensão - Deformação (x10 -6 ) ε 2 ε 1 Tíbia intacta c/ carga medial = 1160N Tíbia com implante de base c/carga medial = 1160N ε 2 modelo experimental ε 2 modelo atrito ε 2 modelo colado ε 1 modelo experimental ε 1 modelo atrito ε 1 modelo colado ε 2 modelo experimentalε 2 modelo experimental ε 2 modelo atritoε 2 modelo atrito ε 2 modelo coladoε 2 modelo colado ε 1 modelo experimental ε 1 modelo atrito ε 1 modelo coladoε 1 modelo experimental ε 1 modelo atrito ε 1 modelo coladoε 1 modelo experimental ε 1 modelo atritoε 1 modelo atrito ε 1 modelo coladoε 1 modelo colado -600 -450 -300 -150 0 150 300 P3 P2 P1 P0 AM3 AM2 AM1 L3 L2 L1 Extensão - Deformação (x10 -6 ) ε 2 ε 1 Figura 9. Extensões principais experimentais e deformações principais dos modelos numéricos da tíbia, para os modelos de tíbia intacta e com implante de base. 81 da convergência da malha dos modelos numéricos da tíbia proximal e do fémur distal, de onde se seleccionaram o tipo de elemento e o número de graus de liberdade que serviram de base aos modelos numéricos, para a comparação com os resultados experimentais. Existem vários estudos de validação numérica e experimental que comparam as extensões obtidas na superfície dos modelos experimentais em material compósito com as deformações obtidas nos modelos numéricos para o fémur na sua zona proximal, normalmente relacionados com a artroplastia da anca, mas até ao momento nenhum estudo tinha sido realizado com o objectivo de comparar modelos experimentais em material compósito para a zona proximal da tíbia ou distal do fémur com e sem implantes. Este estudo mostra que se obtém excelente correlação numérica-experimental para malhas tetraédricas de 4 nós, com 6 graus de liberdade por nó, com um número de graus de liberdade superiores a 125000 para a tíbia e superiores a 160000 para o fémur. Agradecimentos Agradece-se o financiamento da bolsa de doutoramento do aluno António Completo (SFRH/ BD/18717/2004) por parte da Fundação para a Ciência e a Tecnologia. Agradecimentos são também extensivos à empresa Johnson&Johnson (portuguesa) por todo o apoio dado a este trabalho. Referências Brekelmans WAM, Poort H W Slooff TJJH. A new method to analyse the mechanical behaviour of skeletal parts. Acta Orthop Scand 1972; 43: 301- 317. Huiskes R Chao EYS. A survey of finite element analysis in orthopaedic biomechanics: The first decade. J Biomech 1983; 16: 385-409. O’Toole RV, Jaramaz AM, Visnic CD, Reid RH. Biomechanics for preoperative planning and surgical simulations in orthopaedics. Comput Biol Med 1995; 25: 83-91. 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