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Apr 07, 2023

La posición de flexión excesiva del componente femoral provoca una cinemática anormal y fuerzas de contacto articular/ligamentarias en la artroplastia total de rodilla

Informes científicos volumen 13,

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 6356 (2023) Citar este artículo

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Se informan malos resultados clínicos en la flexión excesiva del componente femoral en la artroplastia total de rodilla (TKA), pero sus mecanismos aún no se han dilucidado. Este estudio tuvo como objetivo investigar el efecto biomecánico de la flexión del componente femoral. La TKA con sustitución de cruzado (CS) y estabilización posterior (PS) se reprodujo en una simulación por computadora. Luego se flexionó el componente femoral de 0° a 10° con referencia anterior, manteniendo el tamaño del implante y el espacio de extensión. Se evaluaron la cinemática de la rodilla, el contacto articular y las fuerzas de los ligamentos en la actividad de flexión profunda de la rodilla. Cuando el componente femoral se flexionó 10° en CS TKA, se observó una traslación anterior paradójica del compartimento medial en la flexión media. El implante PS se estabilizó mejor con un modelo de flexión de 4° en el rango de flexión media. La fuerza de contacto del compartimento medial y la fuerza del ligamento colateral medial (MCL) aumentaron con la flexión del implante. No hubo cambios notables en la fuerza de contacto patelofemoral o cuádriceps en ninguno de los implantes. En conclusión, la flexión excesiva del componente femoral produjo una cinemática y fuerzas de contacto/ligamentarias anormales. Evitar la flexión excesiva y mantener una flexión leve del componente femoral proporcionaría mejores efectos cinemáticos y biomecánicos en la ATR SC y PS.

La artroplastia total de rodilla (ATR) ha mejorado con éxito la calidad de vida y las actividades diarias de los pacientes con artritis de rodilla en etapa terminal1. Muchos factores pueden contribuir a los resultados clínicos, como el estado del paciente, el diseño del implante y la técnica quirúrgica1,2,3. Entre las técnicas quirúrgicas, la posición adecuada del implante es uno de los factores clave para el éxito de la ATR4,5.

Aunque se desconoce la alineación protésica óptima en el plano sagital, se ha recomendado una posición ligeramente flexionada del componente femoral5,6. La extensión del componente femoral puede causar muescas femorales anteriores y puede aumentar la presión de contacto femororrotuliana7,8. Para evitar muescas, el componente femoral se puede controlar para hacer que el reborde anterior quede casi paralelo a la cortical anterior del fémur9, y se ha utilizado una posición ligeramente flexionada en la ATR navegada7,10. Sin embargo, la flexión del componente femoral aumenta el desplazamiento condíleo posterior, lo que puede afectar la cinemática de la rodilla y la tensión articular11,12. Un informe anterior mostró que un aumento de 2° en la flexión sagital del componente femoral condujo a una disminución de 1 mm en el espacio de flexión11. Además, se considera que tanto las posiciones excesivamente extendidas como las flexionadas sobrecargan el inserto de polietileno13,14.

En un estudio de simulación por computadora, se informó que la flexión del componente femoral con una referencia posterior mejora la cinemática y los efectos biomecánicos en ATR8,15. Sin embargo, en un estudio anterior, se informó que la flexión excesiva produce una satisfacción y función inferiores16. En este estudio, se empleó un estudio de simulación por computadora para investigar el efecto de la flexión del componente femoral con una referencia anterior sobre la biomecánica de la rodilla. La hipótesis era que una ligera flexión del componente femoral no afectaría la cinemática y la fuerza articular/ligamentaria; sin embargo, la flexión excesiva del componente femoral mostraría una cinemática anormal y/o una fuerza articular/ligamentaria anormal.

El presente estudio fue aprobado por el Comité de Ética de la Escuela de Graduados y la Facultad de Medicina de la Universidad de Kymakioto (número de registro R0980) y se realizó de acuerdo con las Directrices éticas nacionales para la investigación médica y de salud con seres humanos y los estándares éticos de la Declaración de Helsinki. El único participante, con el que se creó el modelo óseo, recibió su consentimiento informado sobre el riesgo de este examen, incluida la exposición a la radiación, y dio su consentimiento.

Este estudio se realizó utilizando un modelo musculoesquelético de rodilla en una simulación por computadora (LifeMOD/KneeSIM 2010; LifeModeler Inc., San Clemente, CA, EE. UU.). El modelo de simulación consistió en un programa musculoesquelético dinámico para el modelado de rodilla. El modelo incluía los contactos tibiofemoral y patelofemoral, el ligamento colateral lateral (LCL), el ligamento colateral medial (MCL), el músculo y el tendón del cuádriceps, el tendón rotuliano, los músculos isquiotibiales y elementos de la cápsula de la rodilla. Todos los haces de ligamentos se modelaron como resortes no lineales con propiedades materiales, según lo determinado en un estudio anterior17. Los orígenes de los puntos de inserción y la rigidez se determinaron con base en estudios anatómicos relevantes18,19,20,21. El programa de simulación se validó previamente para garantizar estimaciones adecuadas de cinemática, estado de contacto y fuerza de contacto22,23. El modelo de simulación por computadora con las uniones de ligamentos, condiciones de contorno e implantes se muestra en la Fig. 1.

Imágenes renderizadas por computadora. ( a ) Imagen general de este estudio utilizando Oxford-knee-rig. (b) Fijación de ligamentos y condiciones de contorno con el implante Bi-Surface utilizado en este estudio. (c) Protocolo de simulación y rango de movimiento para flexión profunda de rodilla. (d) Cuatro modelos de simulación por computadora con 0°, 4°, 7°, 10° de flexión del componente femoral contra el eje anatómico femoral distal y modelo de tamaño reducido del implante con flexión del componente de 10° en el implante Bi-Surface.

Basado en resultados clínicos deficientes debido a la posición de flexión excesiva del componente femoral en Bi-Surface Knee (Kyocera, Kyoto, Japón)16, se utilizó el sistema de rodilla Bi-Surface con inserto tibial de sustitución cruzada (CS) para las simulaciones por computadora en este estudio. El sistema de rodilla Bi-Surface es una prótesis única con una prometedora durabilidad a largo plazo y consta de una articulación esférica como tercer cóndilo, que permite el contacto entre el componente femoral y el plato de polietileno incluso en flexión profunda24. NexGen LPS-flex (Zimmer Biomet Inc., Warsow, IN, EE. UU.), que es un implante estabilizado posterior (PS) de cojinete fijo con un componente femoral multirradio, también se evaluó como una de las prótesis más utilizadas25.

El modelo óseo tridimensional se construyó a partir de imágenes de tomografía computarizada (TC) de pierna completa en un voluntario sano (edad: 30 años, sexo: masculino, altura: 170 cm, peso: 80 kg, ángulo cadera-rodilla-tobillo: varo de 0,1°, ángulo tibial proximal medial: 86,9°, ángulo femoral distal lateral mecánico: 87,0°, ángulo de inclinación anterior del fémur: 4,2°, pendiente tibial posterior: 4,1°) y se simuló ATR con dos tipos de implantes. Para utilizarlo como modelo estándar, la alineación coronal del componente femoral se fijó en forma perpendicular al eje mecánico coronal del fémur con un corte en el surco para determinar el grosor del corte femoral distal. Se utilizó una referencia anterior para determinar la posición anteroposterior del componente femoral. La alineación sagital fue paralela al eje anatómico femoral distal, y el cóndilo anterior del fémur se cortó al ras del borde anterior de la corteza femoral, con rotación axial paralela al eje epicondíleo quirúrgico. El componente tibial se colocó perpendicular al eje mecánico de la tibia para la alineación coronal, conservando una pendiente posterior nativa (4°)16, y la rotación fue paralela a la línea de Akagi. Se realizó reemplazo de rótula para mantener el grosor rotuliano original. Se colocó un implante del tamaño adecuado (tamaño del componente femoral: Bi-Surface Knee; XLAG, LPS-flex; F) en la simulación por computadora.

La simulación por computadora con la prótesis TKA se utilizó para simular dos ciclos de actividad en cuclillas en una flexión profunda de la rodilla con soporte de peso de acuerdo con una plataforma de rodilla tipo Oxford (Fig. 1a,b). Durante la actividad de sentadillas, se aplicó una fuerza vertical constante en la cadera, correspondiente a un peso corporal de 80 kg, que se convirtió en una carga de ~ 4000 N en la rodilla. El modelo de rodilla se flexionó desde la extensión completa hasta 150° y luego volvió a la extensión completa en 4,5 s (Fig. 1c)26. Durante dos ciclos de la actividad, se registraron la posición anteroposterior del centro facetario del compartimiento medial y lateral, la fuerza de contacto intercomponente tibiofemoral de cada cóndilo, la fuerza de contacto patelofemoral, las fuerzas del ligamento colateral y la fuerza del músculo cuádriceps. Los valores medidos en el segundo ciclo de asentamiento fueron seleccionados para los análisis porque el primer ciclo fue ligeramente inestable para ajustarse a las condiciones de contorno de cada unión entre componentes.

Los experimentos se realizaron cambiando la alineación sagital del componente femoral (Fig. 1d). Primero, el componente femoral se rotó 4°, 7° y 10° hasta la flexión desde la posición original (0°) en el plano sagital con una referencia anterior. Este ángulo de rotación fue seleccionado en base al estudio previo en el cual el ángulo medio de flexión del componente femoral fue de 4° con 3° de desviación estándar, y los pacientes con flexión excesiva del componente femoral (≥ 8,5°) tuvieron resultados clínicos inferiores16. El corte femoral distal se flexionó desde el eje anatómico femoral distal original, y el corte femoral distal se realizó usando un corte de surco para preservar el espacio de extensión. El punto más proximal del reborde anterior se colocó en la superficie de la corteza femoral anterior para evitar muescas o salientes anteriores del implante. No se modificó el tamaño del implante y se mantuvo el voladizo posterior del implante (aumento de 6,7 mm y 6,3 mm en Bi-Surface Knee y LPS-flex, respectivamente, al flexionar el componente femoral de 0° a 10°). En segundo lugar, se redujo el voladizo posterior aumentado del cóndilo posterior del implante utilizando un tamaño reducido del implante (un tamaño más pequeño) de un modelo de flexión de 10°.

En la Rodilla Bi-Superficie con 10° de flexión del componente femoral, se observó una traslación posterior gradual en ambos cóndilos durante el ciclo del 15% al ​​25% (40° a 70° de flexión de la rodilla), seguida de traslación anterior paradójica del compartimento medial (Fig. 2a). Cuando se redujo el tamaño del componente femoral mientras se mantenía una flexión de 10° del componente femoral, no se observó este movimiento anormal. Se observó traslación posterior del compartimento lateral antes de retroceso bicondíleo por la flexión del componente femoral (Fig. 2b). En LPS-flex, el modelo de flexión de 4° mostró un compartimento medial relativamente estable en el rango de flexión media (20% a 40% del ciclo), mientras que otros ángulos de flexión mostraron traslaciones anteriores paradójicas (Fig. 2c, d). Con un aumento en la flexión del componente femoral, el compartimiento medial se movió anteriormente durante la reversión bicondilar en ambos implantes, pero el compartimiento lateral no mostró cambios notables (Fig. 2a-d). Al reducir el tamaño del implante, el centro de la faceta del compartimento medial y lateral se desplazó anteriormente durante las fases de retroceso y avance (Fig. 2a-d).

Traslación antero-posterior del centro facetario de la Bi-Surface Knee (a: MC: compartimento medial y b: LC compartimento lateral) y el LPS-flex (c: MC, d: LC).

En cuanto a la fuerza de contacto de cada compartimento, la fuerza de contacto del compartimento medial alcanzó su punto máximo en la fase de extensión (75% a 80% de ciclo, 75° a 50° de flexión de rodilla en la Bi-Surface Knee y 65% ​​a 75% ciclo, 120° a 75° de flexión de rodilla en LPS-flex) (Fig. 3a,d). En ambos implantes, la fuerza de contacto máxima del compartimento medial aumentó con la flexión del componente femoral, pero la fuerza de contacto en el compartimento lateral no mostró cambios notables (Fig. 3a,b,d,e, Tablas 1 y 2 ). Al reducir el tamaño del componente femoral, la fuerza de contacto medial se redujo considerablemente (Fig. 3a, d, Tablas 1 y 2). La fuerza de contacto femororrotuliana no cambió mucho con la flexión del componente femoral (Fig. 3c,f, Tablas 1 y 2).

Fuerza de contacto en Bi-Surface Knee (a–c) y LPS-flex (d–f). (a,d) compartimento medial, (b,e) compartimento lateral, (c,f) articulación femororrotuliana. Compartimento medial MC, compartimento lateral LC, articulación femororrotuliana PF.

Cuando se observó la fuerza del ligamento, la fuerza del MCL aumentó a medida que aumentaba la flexión del componente femoral, y cada pico se observó tanto en la fase de flexión como en la de extensión (Fig. 4a, d). Estas fuerzas máximas del MCL se observaron en aproximadamente ciclos del 25 % al 30 % y del 75 % al 80 % correspondientes al rango de flexión media (aproximadamente 50° a 80° de flexión de la rodilla). La flexión del componente femoral de 7° a 10° de flexión de la rodilla mostró un aumento considerable en la fuerza del MCL en ambos implantes, que se redujo notablemente por la reducción del tamaño del componente femoral (reducción del 52% en el Bi-Surface y reducción del 48% en el LPS-flex del tamaño original) (Fig. 4a, d, Tablas 3 y 4). El efecto en LCL fue menor que en MCL, y la fuerza del cuádriceps no cambió drásticamente por la flexión del componente femoral o el tamaño del implante (Fig. 4b, c, e, f, Tablas 3 y 4).

Fuerza del ligamento en la rodilla bisuperficie (a–c) y LPS-flex (d–f). (a,d) ligamento colateral medial, (b,e) ligamento colateral lateral (c,f) cuádriceps. Ligamento colateral medial del LCL, ligamento colateral lateral del LCL.

Este estudio demostró que la flexión excesiva del componente femoral aumentaba la fuerza de contacto del compartimento medial y la fuerza del MCL tanto en CS como en PS TKA. La rodilla Bi-Surface mostró inestabilidad en la flexión media representada por la traslación anterior paradójica cuando el implante se flexionó a 10°. En el LPS-flex, una flexión de 4° del componente femoral se estabilizó más en la flexión media, y otros ángulos de flexión mostraron traslación anterior paradójica. En conjunto, una ligera flexión del componente femoral puede ser segura para la biomecánica de la rodilla en estos implantes. La reducción del tamaño del componente femoral canceló el aumento de las fuerzas de contacto y de los ligamentos, probablemente a través de la disminución del voladizo posterior.

Cuando se comparó cada implante, la rodilla bisuperficie parecía más estable en el rango de flexión media, excepto el modelo de flexión de 4° en el que ambos implantes mostraron una buena estabilización. Aunque el efecto de la flexión del componente femoral sobre los cambios en la fuerza de contacto y de los ligamentos mostró tendencias similares en ambos implantes, la magnitud de la fuerza de contacto máxima de Bi-Surface Knee fue menor que la de LPS-flex. En el rango de flexión donde LPS-flex mostró una fuerza de contacto máxima, una articulación esférica en la rodilla Bi-Surface tenía otra área de contacto como un tercer cóndilo, lo que probablemente disminuya la fuerza de contacto de los cóndilos medial y lateral. Las diferencias en las fuerzas de los ligamentos en el rango de flexión temprano a medio posiblemente se debieron al efecto combinado de la estabilidad, la posición anteroposterior y la rotación del implante.

Estudios previos han investigado los efectos cinemáticos y biomecánicos de la flexión del componente femoral en la ATR. Un estudio anterior de simulación por computadora describió que la traslación anteroposterior del componente femoral y la fuerza del cuádriceps disminuyeron tanto en los implantes PS como en los de ATR con retención del cruzado8,15. Estos estudios evaluaron un rango de 10° desde −3° de extensión hasta 7° de flexión del componente femoral. contra el eje mecánico del fémur. En nuestro estudio, el ángulo del componente femoral se definió contra el eje anatómico femoral distal, que en este caso estaba flexionado 1,0° con respecto al eje mecánico del fémur; el rango de evaluación fue de 0° a 10° de flexión. Por lo tanto, la posición del implante investigada fue diferente a la utilizada en estudios previos. La otra diferencia radica en el método de flexión del implante. Flexionamos el componente femoral con una referencia anterior colocada al ras de la cortical anterior del fémur distal para evitar la formación de muescas y el voladizo anterior del componente femoral. Por lo tanto, la flexión del componente femoral resultó en un aumento en el voladizo posterior del componente femoral. En informes clínicos, se ha informado que la flexión del componente femoral y el aumento del desplazamiento del cóndilo posterior son el resultado de la proyección posterior del componente femoral16,27 Sin embargo, en artículos de simulación anteriores, aunque el método exacto de flexión del implante no estaba claro, el implante femoral fue flexionado con referencia posterior, observándose voladizo anterior del reborde anterior8,15. En otro estudio biomecánico que utilizó simulación por computadora, se evaluó el efecto de la flexión y el tamaño del implante mediante TKA con retención del cruzado28. El rango de evaluación de la flexión fue de 0° a 9° contra el eje mecánico del fémur. En su estudio, el componente femoral también se flexionó con una referencia posterior y no se creó un aumento del voladizo posterior. Los resultados mostraron que la flexión del componente femoral aumentó el brazo de momento extensor de la rodilla en extensión, redujo las fuerzas de contacto cuádriceps y femororrotuliana, y proporcionó una cinemática estable. La reducción del tamaño del componente femoral muestra resultados mixtos, aumentando la fuerza de contacto femororrotuliano pero disminuyendo la fuerza del ligamento femororrotuliano medial y la fuerza del LCP. Los estudios mencionados anteriormente flexionaron el implante con una referencia posterior, y la flexión del implante no mostró un efecto de deterioro severo en la cinemática y la biomecánica. En su modelo, puede existir un voladizo anterior del reborde anterior, pero no se observó un voladizo posterior. En cambio, en nuestro estudio, el implante se flexionó con referencia anterior; por lo tanto, el voladizo posterior aumentado causó una disminución en la brecha de flexión, lo que llevó a un aumento en la fuerza articular/ligamentaria en el modelo de flexión extensa.

La reducción del tamaño del implante reduce la fuerza articular/ligamentaria sin provocar cinemáticas anormales graves. Cuando se comparó el voladizo posterior, los modelos reducidos de flexión de 4° y flexión de 10° tenían voladizos posteriores similares. Cuando la guía intramedular inicial se insertó por error en la posición de flexión y la TKA de referencia anterior se realizó con éxito mediante el dimensionamiento adecuado del cóndilo posterior, se evitó el voladizo posterior. Esta es la condición del modelo de reducción de tamaño utilizado en este estudio. Sin embargo, no se pudo evitar el voladizo posterior cuando el implante se flexionó por error durante la implantación. En un estudio previo, se reportó un 23% de flexión no deseada del componente femoral durante el implante definitivo29. Este error provoca un voladizo posterior, lo que podría resultar en una flexión excesiva en este estudio.

Clínicamente, los efectos de la flexión del componente femoral han sido reportados en varios aspectos. En cuanto a la longevidad del implante, la flexión del componente femoral fue uno de los factores de riesgo para la ATR de revisión porque el saliente anterior del reborde anterior del implante flexionado podría irritar el tendón del cuádriceps y causar crepitación rotuliana30. Otro estudio informó que los implantes femorales con más de 3° de flexión tienen mayores tasas de fracaso en comparación con los componentes femorales neutrales (0° a 3° de flexión) y extendidos31. En cuanto a los resultados clínicos, un estudio mostró que los pacientes con flexión excesiva del componente femoral (> 8,5°) tenían resultados inferiores, aunque con un amplio rango de seguridad, lo que resultó en una buena satisfacción y función16. Otro estudio que utilizó una predicción de modelo de aprendizaje automático mostró que la probabilidad de estar "satisfecho o muy satisfecho" y de que la rodilla "siempre se sintiera normal" aumentó con un cambio en la inclinación tibial dentro de 2° desde la inclinación original y una flexión del componente femoral de 0°. a 7°4. Se ha reportado que aunque no hay consenso en el rango aceptable de alineación sagital del componente femoral, se debe evitar la flexión excesiva5,6,7,8. Actualmente, no existe un ángulo definitivo para ilustrar la flexión 'excesiva', pero al observar la biomecánica de dos tipos de implantes, 10° de flexión en el eje anatómico femoral distal parecía ser una flexión 'excesiva', ya que daba como resultado una cinemática anormal y excesivas fuerzas de ligamento/contacto articular en ambos implantes.

Este estudio tuvo varias limitaciones. Primero, la simulación consistió en un modelo virtual y variable con una articulación de rodilla generalmente sana que constaba de propiedades de material interpoladas de estudios de cadáveres. La cinemática y las fuerzas obtenidas se han validado para movimientos fisiológicamente relevantes de ATR, pero es posible que los valores obtenidos no sean del todo iguales a los de pacientes vivos con artritis en etapa terminal. En segundo lugar, no se realizó ningún análisis estadístico porque en este estudio se utilizó un modelo óseo estándar. En este estudio se utilizó un modelo de hueso sano único que se validó con el movimiento real de la rodilla en el análisis fluoroscópico. Debido a la razón ética según la exposición radiográfica, actualmente no se dispone de múltiples modelos óseos. Cambiar las condiciones experimentales en un modelo óseo, que era difícil de realizar en el mundo real, es la fortaleza del estudio de simulación por computadora, y varios estudios informaron que utilizaron un modelo óseo único validado8,25,26,28,32,33 ,34. Sin embargo, existen variaciones anatómicas en función del sexo, la raza y el individuo incluso en voluntarios sanos35. La progresión de la osteoartritis posiblemente tenga un cambio anatómico adicional en el arqueamiento femoral, la tibia vara o la pendiente tibial36,37. La alineación preoperatoria y posoperatoria de la parte inferior de la pierna puede afectar la biomecánica después de la ATR38. Sin embargo, solo se simuló un modelo óseo de alineación neutra utilizando una TKA de alineación mecánica. Por lo tanto, sería ideal realizar más investigaciones sobre múltiples modelos óseos, incluida una rodilla con osteoartritis, para obtener información más representativa que imite situaciones clínicas de la vida real. En tercer lugar, en este estudio solo se analizaron dos implantes de cojinete fijo, un implante CS y un implante PS. No está claro si se obtendrían resultados similares en la artroplastia total de rodilla con retención del ligamento cruzado o con soporte móvil. Además, incluso dentro de CS y PS TKA, la flexión óptima del componente femoral puede diferir entre prótesis debido a la diferencia en la geometría de la superficie. Sin embargo, al menos en los dos implantes evaluados en este estudio, se advirtió una flexión excesiva del componente femoral, como con malos resultados en los estudios clínicos4,16. Sería ideal realizar más estudios con varios tipos de implantes para generalizar el efecto de la flexión excesiva del componente femoral.

En conclusión, la flexión leve del componente femoral de 4° mostró una flexión media estabilizada durante la actividad de flexión profunda de la rodilla, y la fuerza de la articulación/ligamento medial aumentó a medida que aumentaba la flexión del componente femoral. Como sugieren los estudios clínicos, la flexión leve del componente femoral es buena para la alineación sagital objetivo del componente femoral, y debe evitarse una flexión excesiva a la luz de la biomecánica de la rodilla.

Los conjuntos de datos utilizados y/o analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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Los autores agradecen a los Dres. Yoshihisa Tanaka y Mutsumi Watanabe por su apoyo técnico. Los autores también agradecen a Editage por la edición en inglés.

Departamento de Cirugía Ortopédica, Facultad de Medicina de la Universidad de Kyoto, 54 Shogoin-Kawahara-Cho, Sakyo-Ku, Kyoto, 606-8507, Japón

Kohei Nishitani, Shinichi Kuriyama, Shinichiro Nakamura, Young Dong Song, Yugo Morita, Hiromu Ito y Shuichi Matsuda

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KN contribuyó al diseño del estudio, el análisis de datos, la interpretación y escribió el manuscrito. SK, SN y HI contribuyeron al análisis de datos, interpretación y revisión del manuscrito. YS y YM contribuyeron a la adquisición de datos. SM contribuido a la concepción e interpretación, revisión del manuscrito y supervisó el estudio. Todos los autores leyeron y aprobaron el manuscrito.

Correspondencia a Kohei Nishitani.

KN y SN recibieron una beca de investigación de Kyocera. SM recibió una beca de investigación, una tarifa de consultoría y honorarios por una conferencia de Kyocera y honorarios por una conferencia de Zimmer-Biomet. Resto todos los autores declaran que no hay intereses en competencia.

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Reimpresiones y permisos

Nishitani, K., Kuriyama, S., Nakamura, S. et al. La posición excesivamente flexionada del componente femoral provoca una cinemática anormal y fuerzas ligamentarias/de contacto articular en la artroplastia total de rodilla. Informe científico 13, 6356 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-33183-2

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Recibido: 14 enero 2023

Aceptado: 08 abril 2023

Publicado: 19 abril 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-33183-2

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