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AVALIAÇÃO BIOMECÂNICA DOS COMPONENTES DE UM SISTEMA DE FIXAÇÃO INTRAMEDULAR BLOQUEADO PARA A TÍBIA

GERALDO ROCHA MOTTA FILHO1, FERNANDO BALDY DOS REIS2, HÉLIO JORGE FERNANDES3, ENRICO JOSÉ GIORDANI4, FLÁVIO FALOPPA5



RESUMO

Um sistema para fixação intramedular bloqueado de fraturas da tíbia foi desenvolvido pelos autores. Seus componentes apresentam dois tipos de hastes, uma sólida e outra com uma fenda e dois tipos de parafusos, um de rosca total e outro de rosca parcial com 4,5mm de diâmetro. As hastes têm um encurvamento proximal de 10º e diâmetro de 8 a 13mm. Os orifícios de travamento proximal são oblíquos, dois distais são paralelos de medial para lateral e um terceiro, de anterior para posterior. O titânio foi o material escolhido para o manufaturamento dos implantes. Ensaios mecânicos foram realizados para avaliar a resistência à fadiga das hastes e parafusos utilizando-se uma máquina de testes, controlada por computador, MTS modelo 812, Test Star II (MTS Systems Corp., Minneapolis, Minnesota). As propriedades mecânicas de hastes com características diferentes foram avaliadas em compressão e flexão em quatro pontos. Os parafusos de travamento com diferentes comprimentos e com rosca total e parcial foram testados em compressão, flexão e torção. Os ensaios de compressão das hastes mostraram que a carga máxima e o limite elástico são inversamente proporcionais ao seu comprimento. O diâmetro é de significância decisiva para a resistência ao encurvamento, assim como o desenho e material utilizado. Os parafusos de rosca parcial apresentam maior resistência ao encurvamento, compressão e torção do que os de rosca total. Os resultados dos ensaios são comparáveis aos da literatura. Descritores - Fraturas da tíbia; fixação intramedular de fraturas; biomecânica; pinos ortopédicos; parafusos ósseos.


Resumo da Dissertação de Mestrado apresentada ao Programa de Pós-Graduação de Ortopedia e Traumatologia do Departamento de Ortopedia e Traumatologia da Escola Paulista de Medicina, Universidade Federal de São Paulo.
1. Chefe do Serviço de Cirurgia do Ombro e Cotovelo, Instituto Nacional de mTráumato-Ortopedia do Ministério da Saúde - INTO-HTO-RJ; Mestre em Medicina pela Escola Paulista de Medicina - EPM-Unifesp; Vice-Presidente
da Comissão de Ensino e Treinamento da SBOT (CET-SBOT).
2. Professor Livre-Docente da Disciplina de Traumatologia do Departamento de Ortopedia e Traumatologia - Escola Paulista de Medicina - EPM-Unifesp.
3. Professor Adjunto Doutor da Disciplina de Traumatologia do Departamento de Ortopedia e Traumatologia - Escola Paulista de Medicina - EPM-Unifesp.
4. Doutor em Engenharia Mecânica pela Universidade Estadual de Campinas -
Unicamp; Pesquisador no Laboratório de Tratamentos Termomecânicos,
Departamento de Engenharia de Materiais da Universidade de São Carlos.
5. Livre-Docente da Disciplina de Traumatologia do Departamento de Ortopedia e Traumatologia da Universidade Federal de São Paulo - EPM/Unifesp.
Endereço para correspondência (Correspondence to): Rua Ferreira de Resende, 14, apto. 302 - 22471-170 - Rio de Janeiro, RJ. E-mail: geraldomotta@terra.com.br


INTRODUÇÃO

As hastes tibiais desenvolvidas por Künstcher em meados do século passado foram utilizadas inicialmente para o tratamento de fraturas diafisárias(1,2). De acordo com Street, a haste de Lottes foi outro implante muito utilizado por vários anos para a fixação intramedular da tíbia(3).

A segunda geração das hastes tibiais permitia o travamento com a utilização de parafusos colocados através de orifícios realizados nas hastes de Küntscher(2), o que propiciou a expansão das indicações de sua utilização. Segundo Street e Browner, os sistemas subseqüentes a Küntscher foram desenvolvidos por Klemm e Schellmann, Grosse e Kempf, Borner e Mattheck e pela Associação Suíça para Estudo da Osteossíntese (AO), apresentando as mesmas características básicas do tipo seção aberta, portanto, com menor rigidez(3,4).

As primeiras modificações mais radicais no desenho das hastes tibiais foram resultado do trabalho de Perren(5). Utilizando tíbias de cadáveres e tomografia computadorizada, o autor modificou o nível do encurvamento proximal, transfe-rindo-o para uma posição mais distal e com ângulo menos agudo. A espessura da parede das hastes também foi diminuída para permitir mais flexibilidade ao sistema. Uma modificação adicional foi a introdução dos orifícios ovalados de travamento para permitir a dinamização axial controlada.

Mais recentemente, modificações no desenho relativo ao encurvamento proximal, localização e angulação dos orifícios de travamento foram introduzidas com o objetivo de expandir as indicações do método.

O objetivo deste trabalho é a avaliação biomecânica dos componentes do sistema de fixação intramedular bloqueado por nós desenvolvido.

MATERIAL E MÉTODOS

Foi elaborado na EPM-Unifesp um estudo experimental descritivo para avaliação biomecânica dos componentes de um sistema de fixação intramedular bloqueado para tratamento das fraturas diafisárias da tíbia. Para tal, foram realizados ensaios mecânicos para avaliação da performance das hastes e parafusos de travamento.

O sistema consistiu de hastes tibiais maciças e com fenda, parafusos de travamento de rosca parcial e total.

A matéria-prima utilizada para a confecção das hastes, as-sim como para os parafusos de bloqueio, foi o titânio (Ti) 6Al (alumínio) 4V (vanádio) ELI (extra low interstitial): 1990, - ISO 5832-3 (International Organization for Standardization) e ASTM F136 (American Society for Testing Materials)(6).

Os implantes foram confeccionados por processo de usinagem e fresagem em torno computadorizado CNC, com acabamento polido e processo de ionização na cor azul.

As hastes maciças tinham 8 e 9mm de diâmetro e as canuladas, de 10, 11, 12 e 13mm. Os comprimentos variavam de 255 a 420mm, com incrementos de 15 em 15mm.

A angulação proximal da haste foi de 10º e o ápice da curvatura localizava-se a 60,5mm em todos os tamanhos de hastes. O corpo proximal apresentava diâmetro de 11mm para as hastes de 8 e 9mm e de 13mm paras as de 10 a 13mm. O diâmetro da canulação era de 3,6mm. O interior do corpo proximal da haste era rosqueado, o que permitiu a acoplagem de todo o instrumental de introdução, travamento e extração.

Os orifícios para o travamento proximal apresentavam angulação de 45º em relação ao eixo longo da haste, sendo a angulação de um orifício para o outro de 90º. O diâmetro desses orifícios era de 5,0mm para acomodar parafusos de 4,5mm. O primeiro furo localizava-se 21,5mm abaixo do topo da haste e o segundo, 12,5mm abaixo do centro do primeiro furo.

Os orifícios para o travamento distal eram em número de três. Dois estavam localizados em posição de medial para lateral, sendo o mais distal a 13,5mm acima da ponta da haste e o segundo, a 20mm acima deste. O terceiro orifício no plano ântero-posterior localizava-se em um ponto eqüidistante dos dois orifícios anteriores.

Os parafusos de bloqueio tanto proximal quanto distal eram de rosca total ou parcial, com diâmetro de 4,5mm. Os de rosca total apresentavam o diâmetro do corpo de 4,5mm, da cabeça de 8,0mm, com perfil da rosca segundo a norma NBR ISO 5835, com três lâminas de corte na sua extremidade distal, portanto, autocortante, dispensando o macheamento prévio. O comprimento variou de 20 a 60mm, com incrementos de 2 em 2mm e de 60 a 80mm de 4 em 4mm.

Os de rosca parcial apresentavam as mesmas características dos de rosca total. O comprimento variou de 24 a 72mm, com incrementos de 4 em 4mm. A parte rosqueada era de 12mm para os parafusos de 24 a 48mm e de 15mm para os de 52 a 72mm.

O parafuso superior tinha como objetivo obliterar o orifício proximal no corpo da haste. A obliteração desse orifício ao final do procedimento impediria o crescimento ósseo nesse local. A sua retirada permitiria a acoplagem do instrumental de retirada da haste. O seu diâmetro de rosca era de 6mm, o diâmetro do corpo, de 8,2mm e o comprimento era único, de 15,3mm.

Os ensaios mecânicos para avaliação de hastes, parafusos de rosca total e parcial realizaram-se no Departamento de Engenharia de Materiais da Faculdade de Engenharia Mecânica da Universidade Estadual de Campinas (DEM-FEM-Uni-camp).

As hastes tibiais foram submetidas a dois tipos de ensaios mecânicos: compressão e flexão em quatro pontos. Foram realizados três ensaios de compressão para cada tipo de haste tibial, com dimensões de 12 x 315mm, 12 x 330mm e 12 x 345mm, e três ensaios de flexão em quatro pontos em segmentos cilíndricos retos retirados das três hastes tibiais, já mencionadas. Todos os ensaios foram conduzidos segundo a norma da Association Française de Normalisation - AFNOR Revision of ISO 5837-1:1985(7).

Os parafusos corticais de rosca total e parcial foram submetidos a três tipos de ensaios mecânicos: compressão, flexão e torção.

Os ensaios de compressão foram realizados em seis parafusos corticais, sendo três do tipo rosca parcial (4,5 x 44mm) e três do tipo rosca total (4,5 x 52mm). Os ensaios de flexão e torção foram realizados utilizando-se três amostras para cada um dos dois tipos de parafusos mencionados acima, totalizando os ensaios a avaliação de 12 parafusos corticais (seis do tipo rosca parcial (4,5 x 44mm) e seis do tipo rosca total (4,5 x 52mm). Todos os ensaios foram conduzidos segundo a norma AFNOR (Revision of ISO 5837-1:1985)(7).

A análise dos ensaios mecânicos realizados foi dividida por tipo de componente (haste tibial ou parafuso cortical) e por tipo de ensaio (compressão, flexão e torção).

Os ensaios mecânicos realizados tanto para as hastes como para os parafusos utilizaram uma máquina de ensaios servo-hidráulica da marca MTS modelo 812, Test Star II (MTS Systems Corp. Minneapolis, Minnesota) de 10 toneladas de capacidade, com controle através de computador com programa específico.

Ensaios das hastes tibiais

Compressão - Os ensaios de compressão das hastes tibiais foram realizados com controle de deslocamento e a aquisição dos dados da carga foi feita em função do deslocamento do pistão. A velocidade utilizada para o deslocamento foi de 5mm/ min, conforme recomendado pela norma. O esquema do dispositivo utilizado para os ensaios de compressão é mostrado na figura 1A e a montagem completa do dispositivo na máquina de ensaios, na figura 1B.

Os ensaios de compressão foram interrompidos logo após ter sido atingido o limite de carga máxima, ou seja, quando a carga começa a diminuir. A figura 2A apresenta a metodologia utilizada para a obtenção dos parâmetros de ensaio, ou melhor, a carga máxima (Fmáx.) e o deslocamento correspondente à carga máxima (?Lmáx.). A figura 2B mostra um exemplo das curvas obtidas para os ensaios de compressão de cada uma das três hastes tibiais.

Flexão em quatro pontos - Os ensaios de flexão em quatro pontos dos segmentos retos retirados de hastes tibiais foram realizados com controle de deslocamento, velocidade de deslocamento do pistão de 5mm/mim, conforme indicado pela norma Revision of ISO 5837-1:1985(8). A aquisição dos dados da carga foram computados em função do deslocamento do pistão. As figuras 3a e 3b mostram o esquema do dispositivo utilizado para o ensaio, assim como a metodologia utilizada para a obtenção dos parâmetros de ensaio.

Ensaios dos parafusos
Os parafusos corticais foram submetidos a três tipos de ensaios: compressão, flexão e torção. A metodologia foi aplicada segundo o tipo do ensaio.

Compressão - Os ensaios de compressão dos parafusos fo-ram realizados com controle de deslocamento e a aquisição dos dados da carga foi feita em função do deslocamento do pistão. Portanto, a metodologia foi a mesma utilizada para as hastes tibiais, a não ser pela velocidade de deslocamento do pistão, que foi alterada para 2mm/min. Foram utilizadas três amostras para cada tipo de parafuso. O do tipo rosca total foi de (4,5 x 52mm) e os de rosca parcial, de (4,5 x 44mm).

Flexão - Os ensaios de flexão dos parafusos também fo-ram realizados com controle de deslocamento. A velocidade de deslocamento do pistão foi de 5mm/mim e a aquisição dos dados da carga em função do deslocamento do pistão. O esquema do dispositivo utilizado para o ensaio é apresentado na figura 4. Os ensaios eram interrompidos com a ruptura dos parafusos. Devido à diferença no comprimento dos dois tipos de parafusos corticais ensaiados, foram utilizados dispositivos com valores de L diferentes, sendo: L = 32mm para os parafusos do tipo rosca parcial de 4,5 x 44mm; L = 40mm para os parafusos do tipo rosca total de 4,5 x 52mm.

Torção - Os ensaios de torção dos parafusos também fo-ram realizados com controle de deslocamento e com velocidade de deslocamento do pistão de 1,06mm/seg, isto é, aplicação de torque constante com uma velocidade angular de aplicação do torque de aproximadamente 6º/seg. O esquema do dispositivo utilizado para os ensaios de torção é apresentado na figura 5.

Foram utilizadas três amostras para cada tipo de parafuso ensaiado. Os parafusos do tipo rosca total de 4,5 x 52mm foram ensaiados até a fratura e determinados os valores do torque máximo. Em relação aos de rosca parcial de 4,5 x 44mm, não foi possível determinar os valores de torque máximo, pois em nenhum dos três ensaios realizados com esses parafusos ocorreu fratura dos mesmos e, sim, dos dispositivos de acionamento: chave tipo Allen.

RESULTADOS

Os resultados dos ensaios mecânicos realizados foram divididos por tipo de componente e ensaio.

Hastes tibiais

Ensaio de compressão - Os resultados dos ensaios de compressão das hastes tibiais estão ilustrados na figura 6, na qual podemos observar as curvas obtidas para os ensaios das três hastes previamente identificadas. A tabela 1 apresenta os resultados numéricos da carga máxima (Fmáx.) e do deslocamento correspondente à carga máxima (?Lmáx.) para as hastes ensaiadas. Observa-se que a carga máxima (Fmáx.) e o limite elástico (Fel.) diminuem com o aumento do comprimento da haste tibial (de 315mm para 345mm), ou seja, a carga máxima e o limite elástico são inversamente proporcionais ao comprimento da haste (tabela 1).

Ensaio de flexão em quatro pontos - Os resultados obtidos com os ensaios de flexão das hastes tibiais estão demonstrados na tabela 2, que apresenta a expressão numérica dos parâmetros determinados nesses ensaios, segundo a norma AFNOR (Revision of ISO 5837-1:1985)(7). São eles: carga máxima máx.); limite elástico (Fel.); deslocamento correspondente à carga máxima (fmáx.); deslocamento correspondente ao limite elástico (fel.); e rigidez em flexão (Sf).

Os ensaios de flexão em quatro pontos foram interrompidos logo após ter sido atingida a carga máxima, ou seja, quando a carga começa a diminuir.

Parafusos

Ensaio de compressão - Os resultados obtidos com os ensaios de compressão dos parafusos corticais de rosca parcial e total produziram gráficos e valores numéricos que se encontram nas tabelas 3 e 4.

Ensaio de flexão - Os resultados dos ensaios de flexão estão ilustrados pelas curvas obtidas e apresentadas na figura 7, respectivamente, para os parafusos do tipo rosca total (4,5 x 44mm) e rosca parcial (4,5 x 52mm). Os ensaios eram interrompidos com a ruptura dos parafusos. As tabelas 5 e 6 mos-tram os valores da carga máxima e momento fletor máximo obtido nos ensaios de flexão dos parafusos do tipo rosca parcial e total, respectivamente.

Ensaio de torção - Os parafusos do tipo rosca total (4,5 x 52mm) foram ensaiados até a fratura dos mesmos e determinados os valores do torque máximo. Entretanto, não foi possível determinar os valores de torque máximo para os parafusos corticais do tipo rosca parcial, pois em nenhum dos três ensaios realizados com esses parafusos houve fratura dos mesmos e, sim, dos dispositivos de acionamento (chave Allen). Nos três ensaios o torque máximo atingido imediatamente antes da falha dos dispositivos foi de aproximadamente 1,4kgf.m.

DISCUSSÃO

O encurvamento proximal que existe em todas as hastes é essencial para permitir a sua introdução no canal medular. As características anatômicas da tíbia não permitem que o orifício de entrada da haste possa estar em linha com o canal medular. Porém, não foi o grau de encurvamento o ponto crítico mais importante do sistema de 10º que avaliamos, mas o ponto de encurvamento em relação à extremidade proximal da haste. Se for muito baixo, como em algumas hastes existentes no mercado, limitará as suas eventuais indicações no tratamento das fraturas que comprometam o terço proximal da tíbia(5). Isso se deve a que, se o traço de fratura for próximo ao ponto de encurvamento da haste, a sua introdução poderá contribuir para o desvio da fratura. No sistema que avaliamos, o ponto de encurvamento está a 60,5mm da extremidade proximal da haste, em todos os tamanhos de haste, sendo mais alto que na maioria dos sistemas disponíveis no mercado.

Os ensaios biomecânicos foram realizados em modelo experimental que apresentava uma osteotomia coincidente com o ponto de encurvamento proximal da haste. As hastes com orifícios oblíquos de bloqueio apresentaram significativa diminuição da angulação em varo-valgo e da translação me-dial-lateral quando comparadas com as que tinham orifícios de bloqueio paralelos. A decisão de utilizarmos orifícios oblíquos baseou-se no trabalho de Henley et al e nos conceitos de Chandler(8,9).

Foram três os orifícios de bloqueio distal. O orifício no sentido ântero-posterior foi acrescentado ao modelo convencional para permitir o bloqueio de fraturas baixas da tíbia; dois orifícios muitas vezes só possibilitam o bloqueio com um único parafuso(10). Essa característica, apesar de não ser a mais freqüente, já existe em alguns sistemas disponíveis no mercado. Gaebler et al demonstraram que as hastes com três orifícios de travamento distal apresentam a vantagem de triplicar o limite de fadiga do sistema haste-parafuso(10,11).

As dimensões dos orifícios de bloqueio das hastes não devem apresentar diâmetro superior a 30% do da haste, para não promover aumento significativo da concentração de estresse no nível desses orifícios, tornando o local mais suscetível à quebra. Mas, apesar desse conceito, na prática os orifícios da maioria das hastes existentes no mercado são maiores que 30%, atingindo até 50%, principalmente nas hastes sólidas de 8 e 9mm.

A seção transversal das hastes com a presença de uma fenda tem sido motivo de preocupação para alguns autores(12,13,14). Entretanto, a maioria das hastes apresenta uma fenda ou é canulada, com exceção das hastes de diâmetro pequeno, em geral de 8 e 9mm, que são sólidas. A presença de fenda em hastes de 10 a 13mm, que avaliamos, reduz a rigidez torsional de 1/30 para 1/50, quando comparada com uma haste maciça.

Everleigh relata que estudos biomecânicos demonstraram que as hastes intramedulares com fenda apresentam rigidez em torção consideravelmente menor do que as maciças(15). Em relação ao encurvamento, a fenda não altera substancialmente o comportamento das hastes(16,17). Os trabalhos existentes na literatura avaliam teste em hastes submetidas a diversas formas de forças, porém, de forma isolada, o que não é representativo da fisiologia normal, ou seja, do estresse a que é submetida a haste durante a marcha(15).

O titânio e suas ligas apresentam propriedades biológicas e mecânicas atrativas no que diz respeito às características de resistência e densidade, e têm sido cada vez mais utilizados para a confecção de implantes para fixação interna das fraturas, sendo por essa razão o tipo de material por nós escolhido(18). Holzach e Matter demonstraram que os parafusos feitos de ligas de titânio apresentam resistência maior à fadiga do que aqueles de ligas de aço inoxidável(18). Existe uma desvantagem em relação à utilização das ligas de titânio: sua superfície, ou seja, a sua microestrutura, quando danificada, mesmo que levemente, terá a resistência à fadiga reduzida maciçamente(19).

Gaebler et al demonstraram que mesmo inscrições feitas a laser com aproximadamente 0,02mm têm um efeito negativo significativo no comportamento da fadiga dos parafusos de bloqueio feitos de ligas de titânio(19). De outra forma, inscrições com laser com as mesmas características anteriores não causam alterações nos parafusos feitos de ligas de aço inoxidável.

A controvérsia em relação à metodologia para a realização de ensaios mecânicos para avaliação de implantes ortopédicos reside, basicamente, na utilização de ossos humanos e máquinas de testes.

Os testes por nós realizados, tanto para as hastes quanto para os parafusos, utilizaram rigorosamente os parâmetros estabelecidos na norma ISO 5837, parte IV, que estabelece os métodos de teste dos componentes dos sistemas de fixação intramedular por meio de uma máquina universal de testes (8,20,21).

Os nossos ensaios não utilizaram ossos de cadáveres, pois estes não são o material de escolha para testes de fadiga de materiais devido à dificuldade de obter ossos com densidade mineral e resistência equivalentes, o que levaria a inconsistências nos testes realizados(15). Fairbank et al demonstraram serem necessários métodos sofisticados de avaliação da densidade óssea mineral para que não exista comprometimento dos resultados dos ensaios(21). Em ensaios biomecânicos dinâmicos existe tendência do osso, principalmente os osteopênicos, de quebrar antes da ocorrência de qualquer sinal de falência dos implantes em teste(15).

Gaebler et al, na avaliação biomecânica de parafusos de bloqueio, também optaram por utilizar uma máquina universal de testes(19). Apresentaram como argumentação para a não utilização de ossos de cadáveres a mesma preocupação já discutida. Afirmaram que o osso é um material impraticável para testes de fadiga pela dificuldade de equivalência da densidade mineral e resistência, impedindo que exista consistência nos testes realizados(19).

Existem diversos estudos para avaliação da resistência mecânica das hastes utilizadas no tratamento de fraturas do fêmur e úmero. Mas a primeira avaliação biomecânica de hastes tibiais foi a de Schandelmaier et al(22). Esses autores fizeram um estudo comparativo entre nove diferentes tipos de hastes tibiais bloqueadas, no que se refere à compressão axial, rigidez em flexão em quatro pontos e torção. Cabe ressaltar que este estudo utilizou ossos de cadáveres em que foram implantadas as hastes testadas em máquina universal de testes.

Comparando-se os valores apresentados para a rigidez axial em compressão (Sa) das hastes por eles estudadas com os valores obtidos em nossos implantes, pode-se afirmar que as nossas hastes apresentam rigidez axial muito superior (tabela 4).

Esse resultado era o esperado, tendo em vista o maior diâmetro das hastes que utilizamos (de 12mm), quando comparadas com as de 8 a 11mm, assim como o menor comprimento (315, 330 e 345mm) quando comparadas com as de 360mm analisadas por Schandelmaier et al(22).

Com relação à flexão em quatro pontos, analisando-se os números apresentados na tabela 5, é possível concluir que as hastes que utilizamos apresentaram rigidez em flexão (Sf) superior à das hastes estudadas por Schandelmaier et al(22). Tal fato pode ser atribuído, principalmente, ao maior diâmetro das hastes utilizadas em nossos ensaios.

Gaebler et al realizaram a avaliação mecânica de cinco diferentes hastes tibiais de diâmetro, que variou de 7 a 8mm, e utilizaram para os testes um sistema modular de avaliação por eles descrito(11). Os testes foram realizados após a retirada de um dos módulos do sistema, criando um defeito de 55mm na porção distal da tíbia. Os resultados dos seus ensaios de compressão estática realizados em cinco tipos diferentes de implantes podem ser comparados aos nossos. Os autores utilizaram o critério de falha do implante como sendo a carga no limite de escoamento. Cabe ressaltar que o limite de escoamento é a carga a partir da qual o implante experimenta deformação plástica irreversível, alterando a sua forma original mesmo depois do descarregamento.

Utilizando-se os resultados apresentados por Gaebler et al e comparando-os com os resultados da carga no limite de escoamento dos ensaios estáticos de compressão, realizados nos implantes que utilizamos, representados por Fmáx. na tabela 4, podese concluir que os nossos implantes tibiais apresentaram resistência mecânica muito superior e, portanto, são capazes de transmitir esforços maiores que o peso médio do corpo humano, o qual, segundo Gaebler et al, é em torno de 750N, aproximadamente 75kgf(11). Os resultados obtidos nos ensaios que realizamos podem ser explicados pelo maior diâmetro das hastes por nós testadas, 12mm, quando comparado com os das hastes avaliadas de outros autores, que eram de 7 e 8mm (11).

Gaebler et al apresentaram a primeira avaliação biomecânica das propriedades mecânicas de 11 parafusos de bloqueio diferentes em seus diâmetros, matéria-prima, desenhos e fa-bricantes(19). Os diâmetros dos parafusos variaram de 3,2 a 4,5mm e foram utilizados em hastes de pequeno diâmetro, de 7,5 e 8mm. Foi demonstrado, com expressão estatística, que o aumento do diâmetro dos parafusos aumenta a sua resistência à fadiga(11). Por outro lado, o maior diâmetro dos parafusos está limitado pelos diâmetros dos orifícios das hastes que, se forem aumentados excessivamente, tornarão as hastes me-nos resistentes, podendo acarretar a sua falência, complicação muito mais significativa do que a quebra de um parafu-(23). Essa preocupação torna-se menos importante nas hastes de diâmetro superior a 10mm.

De acordo com Gaebler et al, o parafuso ideal seria o que apresentasse um diâmetro externo e a profundidade da rosca com a menor diferença possível(19). Sendo assim, os parafusos de rosca parcial, ou seja, aqueles que não apresentam rosca na área de contato do parafuso com a haste, local de maior concentração de estresse, podem ter dobrada a sua resistência à fadiga(12,19). Isso ocorre por não existir o efeito do entalhe causado pela rosca. Assim, a utilização dos parafusos com as características recomendadas aumentará a sua resistência à fadiga em duas a três vezes quando comparada com a utilização do parafuso de rosca total. Esses conceitos estão de acordo com os resultados de nossos ensaios de flexão e torção.

Os resultados apresentados por Gaebler et al sugerem, baseados em ensaios com resultados estatisticamente significativos, que devemos utilizar parafusos de 4,5mm, sem que exista rosca onde este permanecer em contato com a haste(19). No sistema que desenvolvemos, os parafusos com essas características também apresentam diâmetro superior e podem ser utilizados até mesmo nas hastes de 8 e 9mm.

Nas hastes de 8mm, de acordo com as recomendações já discutidas, a utilização de um parafuso de 4,5mm acarretará diminuição excessiva da resistência da haste junto aos orifícios de bloqueio distal. A publicação de Gaebler et al, única na literatura de língua inglesa sobre avaliação de parafusos de travamento de hastes tibiais, não foi comparada com os resultados de nossos ensaios, porque testes por nós realizados em relação a parafusos foram estáticos, enquanto os conduzidos por aqueles autores foram cíclicos(19).

CONCLUSÕES

1) Os componentes do sistema estudado foram eficazes quando submetidos aos ensaios mecânicos e apresentaram resultados compatíveis com a literatura.

2) A rigidez axial das hastes diminui com o aumento de seu comprimento quando é mantido o mesmo diâmetro. O aumento da resistência à flexão em quatro pontos está relacionado ao aumento do diâmetro da haste.

3) Os ensaios de flexão e torção dos parafusos de travamento demonstraram que os de rosca parcial são duas a três vezes mais resistentes que os de rosca total. Nos ensaios de compressão axial esses parafusos também foram superiores aos de rosca total.


REFERÊNCIAS

1. Küntscher G.: The Küntscher method of intramedullary fixation. J Bone Joint Surg [Am] 40: 17-21, 1958.
2. Küntscher G.: The intramedullary nailing fracture fixation. Clin Orthop 60: 5-12, 1968.
3. Street D.M.: "The evolution of intramedullary nail". In Browner B.D.: The science and practice of intramedullary nailing. Philadelphia, Williams & Wilkins, p. 1-26, 1996.
4. Browner B.D.: Pitfalls, errors and complications in the use of locking Küntscher nails. Clin Orthop 212: 192-208, 1986.
5. Perren S.M.: In: Mueller M.E., Allgöwer M., Schneider R., Willenegger H.: Manual of internal fixation: techniques recommended by AO/ASIF group. Berlin, Springer-Verlag, p. 290-296, 1990.
6. International Organization for Standardization - ISO: Implants for surgery - Metallic materials: wrought titanium 6-aluminium 4-vanadium, p. 5832- 5833, 1995.
7. Norma AFNOR. Revision of ISO 5837-5841:1985, "Implants for Surgery - Metal Intramedullary Nailing Systems", p. 1-24, 1995.
8. Henley M.B., Meier M., Tencer A.F.: Influences of some design parameters on the biomechanics of the unreamed tibial intramedullary nail. J Orthop Trauma 7: 311-319, 1993.
9. Chandler R.W.: "Principles of internal fixation". In Rockwood C.A., Green D.P., Buchozl R.W., Heckman J.: Fractures in adults. Philadelphia, Lippin- cott-Raven, p. 203-213, 1996.
10. Gaebler C., Stanzl-Tschegg S., Laube W., Vecsei V.: The fatigue strength of small diameter tibial nails. Injury 32: 401-405, 2001.
11. Gaebler C., Speitling A., Milne E.L., et al: A new modular testing system for biomechanical evaluation of tibial intramedullary fixation devices. Inju- ry 32: 708-712, 2001.
12. Russell T.A., Taylor J.C., LaVelle D.G., Beals N.B., Brumfield D.L., Durham A.C.: Mechanical characterization of femoral interlocking intramedullary nailing systems. J Orthop Trauma 5: 332-340, 1991.
13. Beaupre G.S., Schneider E., Perren S.M.: Stress analysis of a partially slot- ted intramedullary nail. J Orthop Res 2: 369-376, 1984.
14. Wu C.C., Shih C.H.: Biomechanical analysis of the mechanism of inter- locking nails failure. Arch Orthop Trauma Surg 111: 268-272, 1992.
15. Everleigh R.J.: A review of biomechanical studies of intramedullary nails. Med Eng Phys 17: 323-331, 1995.
16. Covey D.C., Saha S., Lipka J.M., Albright J.A.: Biomechanical comparison of slotted and nonslotted interlocking nails in distal femoral shaft fractures. Clin Orthop 252: 246-251, 1990.
17. Alho A., Moen O., Husby T., et al: Slotted versus non-slotted locked in- tramedullary nailing for femoral shaft fractures. Arch Orthop Trauma Surg 111: 91-95, 1992.
18. Holzach P., Matter P.: The comparison of steel and titanium dynamic compression plates used for internal fixation of 256 fractures of the tibia. Injury 10: 120-123, 1978.
19. Gaebler C., Stanzl-Tschegg S., Heinze G., et al: Fatigue strength of locking screws and prototypes used in small-diameter tibial nail: a biomechanical study. J Trauma 47: 379-384, 1999.
20. Paccola C.J., Krettec C., Schandelmaier P., Mannss J.: Comparação das propriedades mecânicas das hastes femorais bloqueadas AO-ASIF e FMRP - hastes isoladas. Rev Bras Ortop 30: 765-771, 1995.
21. Fairbank A.C., Thomas D., Cunningham B., Curtis M., Jinnah R.H.: Stabil- ity of reamed and unreamed intramedullary tibial nails: a biomechanical study. Injury 26: 483-485, 1995.
22. Schandelmaier P., Kretteck C., Tscherne H.: Biomechanical study of nine different tibia locking nails. J Orthop Trauma 10: 37-44, 1996.
23. Hutson J.J., Zych G.A., Cole J.D., et al: Mechanical failures of intramedul- lary nails applied without reaming. Clin Orthop 315: 129-137, 1995.