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JAMIL FAISSAL SONI
ANÁLISE COMPARATIVA EM MODELO
COMPUTADORIZADO BIDIMENSIONAL COM SIMULAÇÃO
DO EMPREGO DE HASTES FLEXÍVEIS DE AÇO E TITÂNIO,
NA FRATURA DO FÊMUR DA CRIANÇA, UTILIZANDO O
MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS
Tese apresentada ao Curso de Pós-
Graduação da Faculdade de Ciências
Médicas da Santa Casa de São Paulo para
obtenção do titulo de Doutor em Medicina
SÃO PAULO
2007
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JAMIL FAISSAL SONI
ANÁLISE COMPARATIVA EM MODELO
COMPUTADORIZADO BIDIMENSIONAL COM SIMULAÇÃO
DO EMPREGO DE HASTES FLEXÍVEIS DE AÇO E TITÂNIO,
NA FRATURA DO FÊMUR DA CRIANÇA, UTILIZANDO O
MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS
Tese apresentada ao Curso de Pós-
Graduação da Faculdade de Ciências
Médicas da Santa Casa de São Paulo para
obtenção do titulo de Doutor em Medicina
Área de Concentração: Ciências da Saúde
Orientador:
Prof. Dr. Cláudio Santili
Co-Orientador:
Profa. Dra. Carmen Lucia Penteado Lancellotti
SÃO PAULO
2007
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FICHA CATALOGRÁFICA
Preparada pela Biblioteca Central da
Faculdade de Ciências Médicas da Santa Casa de São Paulo
Soni, Jamil Faissal
Análise comparativa em modelo computadorizado bidimensional
com simulação do emprego de hastes flexíveis de aço e titânio, na
fratura do fêmur da criança, utilizando o método dos elementos finitos./
Jamil Faissal Soni. São Paulo, 2007.
Tese de Doutorado. Faculdade de Ciências Médicas da Santa
Casa de São Paulo – Curso de pós-graduação em Medicina.
Área de Concentração: Ciências da Saúde
Orientador: Cláudio Santili
Co-Orientador: Carmen Lucia Penteado Lancellotti
1. Fixação intramedular de fraturas 2. Pinos ortopédicos 3.
Interpretação de imagens assistida por computador 4. Aço 5. Titânio
6. Análise de elemento finito 7. Estudo comparativo
BC-FCMSCSP/75-07
Dedicatória
Ao meu pai Faissal, in memorian,
que me deixou um tanto cedo,
“queria ter vivido mais ... ver mais o sol se pôr ...
queria ter sorrido mais ...” , porém tempo suficiente
para amá-lo incondicionalmente.
À minha mãe Ilda, ensinou-me caráter e dignidade,
oferecendo seu carinho e amor.
Às minhas irmãs, Mariella e Daniella, gostar e gostar
pelo simples fato de irmãos em plenitude.
À Luciana, paixão, esposa e cúmplice de uma vida.
Aos meus filhos, Fernando e Victor, percepção de luz e brilho
em meus pensamentos constantes,
compreendo o que é amor tendo vocês.
Agradecimentos
À Irmandade da Santa Casa de Misericórdia de São Paulo, na pessoa de seu
DD. Provedor, Dr. Domingos Quirino Ferreira Neto.
À Faculdade de Ciências Médicas da Santa Casa de São Paulo, na pessoa
de seu DD. Diretor, Prof. Dr. Ernani Geraldo Rolim.
Ao Curso de Medicina da Faculdade de Ciências Médicas da Santa Casa de
São Paulo, na pessoa de seu DD Diretor, Prof. Dr. Osmar Pedro Arbix de Camargo.
Ao DD. Diretor do Departamento de Ortopedia e Traumatologia da Irmandade
da Santa Casa de Misericórdia de São Paulo, Prof. Dr. Cláudio Santili
Ao Prof. Dr. Cláudio Santili, Orientador, por ter, desde a residência médica,
acreditado em mim, estimulando meu desenvolvimento profissional e
fundamentalmente dividindo sua amizade.
À Profa. Dra. Carmen Lucia Penteado Lancellotti, Co-orientadora da tese por
seu interesse e pela oportunidade da elaboração do trabalho.
Ao Grupo de Ortopedia Pediátrica da Santa Casa de São Paulo, onde com
muito orgulho fiz parte, meu apreço eterno.
À Fundação Coordenação de Aperfeiçoamento Profissional de Ensino
Superior (CAPES), pelo auxílio durante o período de confecção da tese.
Ao Centro de Estudos de Engenharia Civil Inaldo Ayres Vieira (CESEC) da
Universidade Federal do Paraná (UFPR), na pessoa da Profa. Mildred Ballin Hecke,
pela importante e fundamental contribuição na construção deste estudo.
Ao Engenheiro Felipe Recka de Almeida e ao Fisioterapeuta Leandro Karam
pela inestimável colaboração e ajuda.
À Pontifícia Universidade Católica do Paraná (PUC-PR), na pessoa dos Profs.
Drs. Emilton Lima Jr. e Lídia Zytynsky Moura, Instituição na qual fui aluno e hoje
professor, porém sempre aprendendo, agradeço vosso apoio.
Agradecimentos
Ao Serviço de Ortopedia e Traumatologia do Hospital de Clínicas da
Universidade Federal do Paraná (UFPR), na pessoa do Prof. Dr. Luiz Carlos
Sobania, que me acolheu dentro do Grupo de Trauma, estimulando o
desenvolvimento deste estudo.
Aos amigos Membros do Grupo de Ortopedia Pediátrica do Hospital do
Trabalhador da UFPR e do Hospital Universitário Cajuru da PUCPR: Gisele Cristina
Schelle, Weverley Valenza, Dalton Berri e Ana Carolina Pavelec que me suportaram
neste período, com sua amizade.
Ao Prof. Paulo Ricardo Bittencourt Guimarães, pela elaboração da análise
estatística.
Citação
Há pessoas que desejam saber só por saber, e isso é curiosidade;
Outras, para alcançar fama, e isso é vaidade;
Outras, para enriquecerem com sua ciência, e isso é um negócio torpe;
Outras para serem edificadas, e isso é prudência;
Outras, para edificarem os outros, isso é caridade.
São Tomás de Aquino
Abreviaturas
MEF método dos elementos finitos
µ-strain micro-strain (10
-6
m/m)
≈ aproximadamente
MPa
Pa
mega Pascal
Pascal
µm micrometro
E módulo de elasticidade
ν
coeficiente de Poisson
σ
eq
tensão (Von Mises)
σ
1
tensão principal tração
σ
3
tensão principal compressão
ult
σ
−
tensão última compressão
ult
σ
+
tensão última tração
N Newton
MHz megahertz
MB megabyte
GB gigabyte
DP desvio padrão
ε XY (tração)
deformação no plano XY tração
ε XY (compressão)
deformação no plano XY compressão
ε
deformação
n número de amostras
Sumário
1- INTRODUÇÃO............................................................................................. 01
1.1. Revisão da literatura............................................................................. 04
1.1.1. Histórico do tratamento cirúrgico das fraturas do fêmur nas
crianças.........................................................................................
04
1.1.2. Revisão do problema sob a ótica da mecanobiologia................... 21
2- OBJETIVOS................................................................................................. 36
3- MATERIAL E MÉTODO............................................................................... 38
3.1. Metodologia estatística......................................................................... 44
4- RESULTADOS............................................................................................. 46
5- DISCUSSÃO................................................................................................ 60
6- CONCLUSÕES............................................................................................ 76
7- REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS............................................................ 78
FONTES CONSULTADAS........................................................................... 85
RESUMO....................................................................................................... 87
ABSTRACT................................................................................................... 89
APÊNDICE.................................................................................................... 91
1 - INTRODUÇÃO
Introdução
2
As fraturas da diáfise do fêmur na população pediátrica são classicamente
tratadas conservadoramente por métodos incruentos, proporcionando resultados
excelentes e raras complicações. Nesta faixa etária, de esqueleto ainda imaturo,
observa-se alta capacidade tanto para consolidação quanto para a remodelação.
Todavia, desvios rotacionais, determinadas angulações e encurtamentos
significativos podem não ser adequadamente, corrigidos pela remodelação após o
tratamento incruento. Além disto, as necessidades da vida moderna trouxeram para
discussão os benefícios diretos e indiretos oferecidos pelo tratamento cirúrgico, tais
como: rápida recuperação funcional, estadia hospitalar abreviada com retorno
precoce ao convívio escolar, facilidade para os cuidados familiares e diminuição do
impacto psicológico negativo da hospitalização prolongada (Hughes et al, 1995).
Neste caminho, o tratamento cirúrgico das fraturas da diáfise do fêmur em
crianças ganhou popularidade nas últimas duas décadas sendo que vários métodos
de fixação foram aplicados para o tratamento destas lesões, em especial: fixadores
externos, placas de compressão e hastes intramedulares rígidas. Entretanto, o risco
de certas complicações e desvantagens com estes métodos foram percebidos e
relatados, particularmente: refratura e infecção no trajeto dos pinos de fixação com o
uso dos fixadores externos, necessidade de redução aberta e de segundo
procedimento, de igual monta, para sua retirada, quando do uso das placas e
necrose avascular da epífise femoral proximal, na eventual aplicação de hastes
intramedulares rígidas (Miner, Carroll, 2000; Ward et al, 1992; O’Malley et al, 1995).
Deste modo, a opção cirúrgica nesta faixa etária, permaneceu polêmica e
questionável (Macnicol, 1997).
Introdução
3
As hastes intramedulares flexíveis sejam de aço inoxidável ou titânio, têm sido
reportadas como uma excelente opção para o tratamento cirúrgico nas fraturas
pediátricas há pelo menos vinte anos, na literatura européia e mais recentemente,
na América do Norte. Este tipo de implante proporciona algumas vantagens,
especialmente: inserção através de pequenas incisões, poupar as placas de
crescimento e a utilização de instrumental simples, aliado ao fato, de permitir marcha
precoce, com flexibilidade da montagem (Ligier et al, 1988; Flynn et al, 2002).
Complicações da utilização das hastes intramedulares flexíveis foram também
reportadas, ocorrendo com certa freqüência pela proeminência das mesmas,
levando à irritação dos tecidos moles locais. Complicações maiores como a artrite
séptica do joelho e a pseudartrose também foram descritas por Luhmann et al
(2003).
A maioria dos estudos sugere que as hastes flexíveis intramedulares de titânio
são o implante ideal para as fraturas femorais na população pediátrica, porém
ensaios biomecânicos são ainda escassos (Mahar et al, 2004). Torna-se
fundamental o desenvolvimento de estudos de comportamento biomecânico destes
implantes ortopédicos, podendo com isto, colaborar no melhor entendimento do
processo de reparação da fratura, bem como correlacionar com os resultados
clínicos favoráveis já demonstrados na literatura.
O Método de Elementos Finitos (MEF) é uma ferramenta matemática utilizada
para resolver problemas em Engenharia, sendo capaz de explorar os efeitos da
aplicação de uma carga no osso e seu comportamento biomecânico. Uma de suas
Introdução
4
vantagens principais é poder ser utilizado em sólidos de geometria irregular que
contenham propriedades materiais heterogêneas. O MEF foi introduzido na
biomecânica ortopédica à partir da década de 70 e, desde então, crescentes
publicações para o estudo de análise de carregamento em ossos, artroplastias e
osteossínteses são demonstradas (Huiskes, Chao, 1983).
Nas pesquisas e projetos dentro da Ortopedia encontram-se, de maneira
crescente, a utilização do método dos elementos finitos como instrumento para
predizer os efeitos das tensões nos tecidos ósseos e adjacentes quando submetidos
a um carregamento. A forma e as propriedades físicas dos materiais são construídas
computacionalmente e as interações físicas dos vários componentes do modelo são
calculadas em tensões e deformações que ocorrem nos tecidos (Garcia et al, 2002).
1.1. Revisão da literatura
1.1.1. Histórico do tratamento cirúrgico das fraturas do fêmur nas crianças
Ligier et al, em 1983, apresentam a técnica de fixação elástica com pinos
intramedulares para diversas fraturas pediátricas, tais como: diáfise femoral,
extremidade superior e diáfise do úmero, colo do rádio e diáfises da tíbia e
antebraço. Ressaltam que, tecnicamente o procedimento é fácil com poucas
complicações, proporcionando a consolidação precoce com retorno rápido para
atividades escolares.
Ligier et al, em 1985, apontam que a osteossíntese nas fraturas pediátricas se
faz algumas vezes necessária e descrevem a experiência dos últimos cinco anos de
Introdução
5
seu grupo de Nancy-França. Chamam a atenção para um novo conceito de
tratamento, nomeado de “fixação intramedular elástica estável”, o qual,
hipoteticamente, permite o controle das forças de cisalhamento deletérias para
formação do calo ósseo e por outro lado aumenta as forças de compressão e tração
favorecendo, deste modo, a consolidação. Descrevem a técnica para vários tipos de
fraturas, porém reportam sua casuística com 106 diáfises de fêmur operadas com
média de idade dos pacientes, de 10 anos. Desta série, 23 fraturas eram transversas
sendo que, observam sobrecrescimento médio de 4,5 mm após um ano de
seguimento. Ressaltam ainda, o rápido retorno para a escola com diminuição do
custo hospitalar para o tratamento destas lesões com esta técnica, recomendando-a
para crianças acima dos sete anos de idade.
Ligier et al, em 1988, apresentam sua estatística com 123 fraturas da diáfise
femoral tratadas com a fixação intramedular elástica estável. Referem que, este
método é derivado das hastes elásticas intramedulares de aço, provendo
combinação de mobilidade elástica com estabilidade, além dos benefícios de poder
ser realizado por redução incruenta. Seus resultados não apresentam falhas e sua
média de hospitalização foi de, aproximadamente, quatro dias, porém como
complicações relatam que, algumas vezes as hastes podem causar desconforto ao
nível do joelho, ocorrendo também 13 casos de ulceração de pele ou inflamação
local devido a migração distal e/ou proeminência das hastes. Seguiram 62 pacientes
com mais de um ano de pós-operatório com média de sobrecrescimento de 1,2 cm,
bem como angulação residual, nunca excedendo 10°, ocorrendo em 14 pacientes e
desvio rotacional de cinco graus em um paciente.
Introdução
6
Por outro lado, em um estudo retrospectivo de todas as fraturas da diáfise
femoral em adolescentes tratadas no Oklahoma Children’s Hospital no período de
1980 a 1986, Herndon et al, em 1989, procuram comparar os resultados do
tratamento incruento com gesso ou tração seguida de gesso com o tratamento
cirúrgico com as hastes flexíveis. Concluem que a estadia hospitalar foi reduzida
quando comparada ao tratamento incruento, porém nas fraturas cominutivas
instáveis recomendam uso de hastes bloqueadas rígidas para melhor controle
rotacional, todavia nos pacientes mais jovens as hastes flexíveis de aço demonstram
satisfatória estabilidade.
Reeves et al, em 1990, analisam os resultados do tratamento incruento com
tração seguida de imobilização gessada comparando-os aos da fixação cirúrgica por
dois métodos (hastes intramedulares rígidas e placas) em pacientes acima de nove
anos. Encontram um maior número de complicações nos pacientes tratados
incruentamente, sendo que a consolidação viciosa e o retardo de consolidação
ocorreram por ausência de estabilidade ou falta de redução adequada dos
fragmentos (nove casos em 41 tratadas incruentamente). Entretanto, advertem que o
tratamento cirúrgico não é uma panacéia, portanto não é isenta de complicações
como qualquer outro procedimento desta natureza.
Ward et al, em 1992, preconizam a redução aberta e fixação cirúrgica com
placas de compressão dinâmica em crianças e adolescentes politraumatizados com
fratura do fêmur. Mencionam que a estabilização rígida nestes pacientes facilita a
consolidação precoce bem como os cuidados de enfermagem e reabilitação
respiratória e funcional. Ressaltam que, embora a pequena casuística, o
Introdução
7
sobrecrescimento com desigualdade dos membros inferiores não foi significativo,
sendo este método de tratamento interessante para pacientes abaixo dos 11-12
anos de idade com politraumatismo ou trauma crânio-encefálico grave, também
indicado quando o diâmetro do canal medular for insuficiente para receber uma
haste bloqueada rígida.
Aronson, Tursky, em 1992, demonstram a experiência no tratamento de 42
pacientes com 44 fraturas da diáfise femoral em crianças com fixação externa.
Destes, 25 apresentavam a fratura como entidade isolada e os remanescentes
apresentavam lesões outras concomitantes. Como complicações do método citam a
incidência de 8,5% de infecção no trajeto dos pinos e limitação da mobilidade
articular do joelho durante o uso do fixador, todavia ambas resolveram-se após a
retirada do aparato, sendo que o sobrecrescimento não foi significativo nesta
amostra (dois a 10 mm). Finalizam sugerindo que o uso da fixação externa pode ser
uma alternativa viável no tratamento destas lesões em pacientes esqueleticamente
imaturos.
Beaty et al, em 1994, apresentam os resultados preliminares de sua casuística
com 31 fraturas da diáfise femoral em 30 pacientes, na faixa etária de 10 a 15 anos,
tratados com haste intramedular rígida bloqueada. O portal proximal de entrada foi a
fossa piriforme, sendo que a necrose avascular da epífise femoral sintomática
instalou-se em um paciente (sexo feminino de 11,6 anos). Recomendam este
método em pacientes de 10 a 16 anos politraumatizados, pois nesta situação a
estabilidade é benéfica para a reabilitação funcional ou em pacientes com fraturas
isoladas próximos da maturidade esquelética.
Introdução
8
Galpin et al, em 1994, seguindo esta mesma tendência recomendam que
quando houver a necessidade do tratamento cirúrgico deve-se avaliar a idade,
padrão de fratura (localização e grau de cominuição) e tamanho do canal femoral.
Sugerem o uso das hastes rígidas para fraturas cominutivas instáveis em pacientes
maiores de 10 anos após análise retrospectiva de 22 fraturas da diáfise femoral
tratadas com hastes intramedulares fresadas e 15 com hastes flexíveis de aço.
Consideram adequada a fixação com hastes flexíveis para fraturas estáveis do fêmur
em pacientes menores de 10 anos em condições de: politrauma, fraturas expostas,
joelho flutuante e trauma de crânio.
Heinrich et al, em 1994, conduzem estudo prospectivo com o uso das hastes
intramedulares flexíveis de aço em fraturas da diáfise femoral envolvendo 77
pacientes (78 fraturas) na faixa etária de dois anos e oito meses a 18 anos. As
indicações para o procedimento cirúrgico incluíam: politrauma, trauma crânio-
encefálico, fraturas associadas de outros ossos longos, incluindo joelho flutuante,
disfunção respiratória, fraturas em osso patológico, falhas na obtenção de redução
incruenta inicial, fraturas em pacientes maiores de 10 anos e critérios rotulados
como ”sociais” que incluíam razões postuladas pela família como inaceitáveis para o
tratamento incruento. Relatam que nenhuma forma de tratamento cirúrgico para
fraturas da diáfise femoral produz melhores resultados do que as hastes flexíveis
intramedulares, sendo que este método proporciona resultados comparáveis aos
obtidos no tratamento incruento em crianças de seis a nove anos e melhores
resultados nas maiores de 10 anos observando, ainda, que os custos hospitalares
são reduzidos significativamente.
Introdução
9
González-Herranz et al, em 1995, estudam os efeitos da osteossíntese
intramedular rígida na extremidade proximal do fêmur com especial interesse nas
alterações da placas fisária trocântero-cervical. Neste estudo, agrupam 34 crianças,
sendo 22 portando fraturas do fêmur isoladas e 12 com etiologia tumoral, na faixa
etária de três a 14 anos com média de seguimento de seis anos e dois meses,
observando-se uma alta incidência de anormalidades de crescimento local,
especialmente em crianças abaixo dos 13 anos (30%), tais como: coxa valga,
fechamento prematuro da placa fisária do grande trocanter e diminuição do diâmetro
do colo femoral, notadamente quando as mesmas foram inseridas pela fossa
piriforme. Acreditam que outros métodos de fixação devem ser adotados em
pacientes abaixo de 13 anos pelo risco de dano à placa trocântero-cervical.
O’Malley et al, em 1995, mencionam como relato de caso a necrose avascular
da epífise femoral ocorrendo em um paciente masculino de 13 anos após tratamento
com haste femoral rígida bloqueada inserida pela fossa piriforme. Consideram que
os vasos retinaculares póstero-superiores, ramos da circunflexa medial, podem ser
lesados neste procedimento; recomendando que outras opções de tratamento
devam ser indicadas em pacientes esqueleticamente imaturos.
Hughes et al, em 1995, procuram demonstrar os efeitos na família e comunidade
do tratamento incruento com imobilização gessada em 23 crianças com fraturas da
diáfise femoral na faixa etária de dois a 10 anos. O impacto negativo sobre: higiene
pessoal, escola, recuperação funcional e necessidade de deslocamento para
cuidados durante o tratamento foram avaliados. Concluem que todos os aspectos
foram bem aceitos em crianças pré-escolares, devendo aconselhar os pais e
Introdução
10
familiares de necessárias adaptações e planejamento na vida doméstica e escolar,
quando este método for eleito para o tratamento destas lesões.
Bourdelat, em 1996, demonstra sua experiência de 70 crianças com fraturas do
fêmur tratadas com hastes intramedulares flexíveis de titânio, ressaltando que este é
seu método preferencial de tratamento na faixa etária de seis a 14 anos por abolir as
forças de cisalhamento e preservando a mobilidade linear e axial do foco da fratura,
facilitando a formação do calo periosteal. Utiliza a técnica descendente em 61
pacientes, com as duas hastes inseridas de proximal para distal na região
subtrocantérica. Defende que esta técnica foi satisfatória para qualquer nível de
fratura, seja proximal, média ou distal. Finaliza comentando que ambas as técnicas,
descendente ou ascendente, proporcionam resultados satisfatórios, porém a
simplicidade cirúrgica e a facilidade de mobilidade articular do joelho fazem com que
a técnica descendente, por ele, seja a recomendada.
Carey, Galpin, em 1996, apresentam 25 crianças com 27 fraturas da diáfise
femoral tratadas com hastes flexíveis intramedulares, tanto de aço como de titânio,
introduzidas pelo topo do trocanter maior, na faixa etária de cinco anos e nove
meses a 10,9 anos (média de oito anos e seis meses). Não observam alterações de
crescimento do trocanter maior, tampouco complicações significativas, embora o
tempo de seguimento (seis meses a cinco anos) considerado demasiado curto.
Concluem que se trata de um método seguro e eficaz no tratamento destas lesões
nesta faixa etária.
Skak et al, em 1996, analisam, com um importante tempo de seguimento (dez a
Introdução
11
21 anos), 52 fraturas da diáfise femoral em crianças e adolescentes, sendo que
todos os pacientes eram esqueleticamente imaturos por ocasião do tratamento
inicial. A fixação interna com placas de compressão foi realizada em 17 pacientes,
25 receberam as hastes intramedulares rígidas fresadas e 10 foram tratados com
hastes flexíveis intramedulares.
Arbitrariamente, neste estudo, definem como crianças: as meninas abaixo dos
13 anos e os meninos abaixo dos 15 anos, sendo que a média do sobrecrescimento
foi de 8 mm nas crianças e contrariamente 5 mm nos adolescentes.
Os autores concluem afirmando que o sobrecrescimento tende a ocorrer menos
frequentemente após o uso de hastes intramedulares quando comparado às placas
de compressão e também é de menor monta nos adolescentes. Por outro lado
recomendam que o uso de hastes intramedulares introduzidas pelo trocanter maior
deve ser abandonado pelo potencial risco de necrose avascular da epífise femoral
proximal e alterações do crescimento da apófise do trocanter maior podendo
predispor ao colo valgo.
Macnicol, em 1997, em editorial, pondera que qualquer decisão de cirurgia nas
fraturas do fêmur da criança requer análise criteriosa que envolve: conveniência,
custos e complicações. Expõe que as facilidades do rápido retorno para casa e
escola, reabilitação funcional e marcha precoce são convenientes para a família e
para a equipe médica, porém a criança é obrigada a passar pelo procedimento
cirúrgico com seus riscos inerentes. O custo hospitalar é um importante fator, porém
não deve ditar os princípios da boa prática médica.
Introdução
12
Por fim, ressalta o potencial de complicações deve sempre ser mencionado e
julgado; todavia os usos das hastes intramedulares flexíveis reduzem a possibilidade
destas ocorrências. Comenta ainda que o uso das hastes flexíveis combinados com
os atrativos da reabilitação precoce não deve cegar o cirurgião quanto à
possibilidade do tratamento conservador, especialmente em crianças abaixo dos 10
anos de idade.
Bar-on et al, em 1997, apresentam estudo prospectivo e randomizado tratando
20 fraturas da diáfise femoral em 19 crianças na faixa etária de cinco anos e dois
meses a 13,2 anos. Comparam o tratamento empregado com hastes flexíveis
intramedulares em 10 fraturas e nas 10 restantes a fixação externa. Como resultado
significativo observam que a formação do calo ósseo no grupo tratado com fixadores
externos foi menos exuberante quando comparado ao submetido ao tratamento com
hastes flexíveis. Do mesmo modo, referente à aceitação dos pais pelo tratamento
empregado, notam satisfação total naqueles tratados pelas hastes flexíveis, sendo
que concordariam com o mesmo tratamento se esta lesão ocorresse novamente,
diferentemente do grupo tratado com fixação externa.
Buford et al, em 1998, avaliam a possibilidade de ocorrência de necrose
avascular da epífise femoral proximal pós-fratura da diáfise femoral tratadas com
hastes intramedulares fresadas rígidas com portal de entrada póstero-lateral à fossa
piriforme.
A amostra consistia de 60 fraturas na faixa etária de seis a 15 anos (média de 12
anos), onde foi realizada ressonância nuclear magnética com seis semanas e seis
Introdução
13
meses de pós-operatório, detectando-se a necrose avascular da epífise femoral sub-
clínica em dois pacientes. No entanto, curiosamente, o primeiro desenvolveu a
necrose um ano e meio após a remoção do implante inclusive com aparecimento da
necrose também do lado contra-lateral, não lesado, podendo cogitar-se a
possibilidade de etiologia idiopática. Por fim, recomendam que esta complicação
deve ser incluída nas informações iniciais prestadas à família visando o
esclarecimento e consentimento pré-cirúrgico.
Stans et al, em 1999, avaliam retrospectivamente 85 fraturas em 81 pacientes na
faixa etária de seis a 16 anos, tratadas por diversos métodos: imobilização gessada
precoce (25 fraturas), tração seguida de gesso (10 fraturas), fixador externo (22
fraturas), hastes intramedulares flexíveis (11 fraturas), placas de compressão (quatro
fraturas) e hastes intramedulares rígidas fresadas (13 fraturas). Os resultados
clínicos foram uniformemente bons no grupo onde foi realizado o tratamento com
tração seguida de gesso.
No que se refere à desigualdade dos membros inferiores nenhum paciente
apresentava diferença superior a 2 cm, porém no tratamento com gesso precoce
observa-se desigualdade em 11 dos 25 pacientes tratados (1-2 cm). A mensuração
do calo ósseo no momento da marcha total foi quantificada, observando resultados
superiores e semelhantes nos métodos de gesso precoce, hastes flexíveis e hastes
fresadas.
Os autores comentam que, dadas as variadas circunstâncias que envolvem os
pacientes deste estudo, todos os métodos abordados tiveram suas indicações.
Introdução
14
Ressaltam as vantagens do gesso precoce quando indicado, sendo que o emprego
das hastes flexíveis apresentou consolidação mais rápida e menor taxa de
complicações do que o fixador externo; tendo melhores resultados para fraturas
transversas e oblíquas curta e o fixador externo para fraturas longas espirais e
cominutivas, reservando-se as hastes fresadas para pacientes próximos da
maturidade esquelética diminuindo o risco de necrose avascular da epífise femoral.
Linhart, Roposch, em 1999, ponderam que muitas fraturas do fêmur em crianças
são instáveis e podem necessitar de algum tipo de estabilização adicional quando
tratadas com hastes intramedulares flexíveis. Propõem, com intuito de resolver este
problema, uma modificação nas hastes flexíveis intramedulares de aço, inserindo um
ou dois parafusos na porção distal da haste “bloqueando-a” no osso cortical,
procurando uma melhor estabilidade rotacional. Apresentam uma série com 17
fraturas instáveis onde este método foi aplicado com resultados favoráveis, inclusive
recomendando-o para tratamento em crianças acima dos quatro anos, salientando
as vantagens de proporcionar mobilidade articular e marcha precoce.
Skaggs et al, em 1999, analisam especificamente as fraturas secundárias ao uso
do fixador externo onde após análise de 66 fraturas do fêmur tratadas, não
observam associação com padrão da fratura (transversa, oblíqua e etc.), contato
inicial entre os fragmentos após redução, tipo do fixador externo utilizado ou
dinamização (apoio do membro) visando maior solicitação mecânica do foco de
fratura. A incidência de refratura total foi de 12% (oito pacientes). Observa-se uma
significativa relação da remoção do fixador externo com menos de três corticais, nas
radiografias frontal e lateral, com formação do calo ósseo associado a um risco 33%
Introdução
15
maior de fraturas secundárias.
Cramer et al, em 2000, realizam estudo prospectivo em dois centros de trauma,
avaliando 57 fraturas em 52 crianças tratadas com haste intramedulares de aço.
Como critérios de inclusão para análise: crianças abaixo 14 anos, fraturas do terço
médio do fêmur, diâmetro do canal medular maior de 7 mm e consentimento dos
pais. Destacam que as hastes intramedulares flexíveis de aço são eficazes e simples
para o tratamento destas lesões, sendo que este implante é preferível quando o
diâmetro do canal medular permite sua inserção, por outro lado a estabilidade é
adequada pela pressão exercida sobre as corticais.
Miner, Carroll, em 2000, encontram uma alarmante taxa de refratura, de 21,6%,
secundária à remoção do fixador externo no tratamento de 37 fraturas de crianças.
Sugerem que a dinamização (carga parcial de apoio do membro) pode ser útil para
prevenção desta desastrosa complicação.
Sanders et al, em 2001, realizam um interessante estudo em conjunto com o
grupo de análise de evidências da Sociedade Norte Americana de Ortopedia
Pediátrica, com o objetivo de estabelecer um consenso no tratamento das fraturas
do fêmur nas crianças entre seus associados no ano de 1998 (43,6% do total, 286
profissionais). Por questionário foram abordadas as preferências de tratamento
considerando diversas situações: fratura transversa do terço médio do fêmur isolada,
oblíqua ou espiral isolada, fraturas cominutivas isoladas e fraturas do fêmur em
criança politraumatizada.
Introdução
16
A divisão das fraturas entre as faixas etárias obedeceu: abaixo de um ano, um a
seis anos, seis a nove anos, maior de 10 anos de idade, sendo que complicações e
vantagens de cada método de tratamento também foram referidas. Os resultados
mais relevantes apontam para uma tendência significativa ao tratamento cirúrgico
nas faixas etárias maiores, sinalizando para um consenso idade-dependente de
indicação, especialmente nos pacientes maiores de 10 anos.
Como resultado do estudo recomendam não indicar hastes rígidas em pacientes
esqueleticamente imaturos pela possibilidade de necrose avascular da epífise
femoral proximal (14 fraturas).
Casas et al, em 2001, ao contrário da tendência da literatura corrente advogam o
emprego do tratamento incruento nas fraturas da diáfise femoral, isoladas ou não,
em pacientes pediátricos de quatro à 10 anos. Com uma amostra de 41 crianças
tratadas não encontram problemas e complicações significativas nesta faixa etária.
Flynn et al, em 2001, apresentam um estudo multicêntrico para fraturas do fêmur
pediátricas com resultados preliminares e complicações envolvendo o uso das
hastes flexíveis de titânio em quatro centros de trauma dos Estados Unidos da
América (Arkansas, Boston, Los Angeles e Philadelphia). Elaboram uma escala de
resultados, específica para avaliação deste método de tratamento, levando-se em
conta a presença discrepância de membros, angulação, dor e complicações,
graduando em: excelente, satisfatório e ruim. Ressaltam que os princípios da fixação
com hastes intramedulares de titânio diferem das de aço, sendo que o emprego das
hastes de aço requer preenchimento do canal medular visando estabilidade. Pelo
Introdução
17
contrário, o uso das hastes flexíveis de titânio necessita de um balanço de forças
pelas duas hastes, tornando-se importante: a correta seleção do implante com
preenchimento de 80% do diâmetro da porção mais estreita canal medular, curvar as
hastes respeitando a angulação anatômica do fêmur e obedecer o ponto de entrada
simétrico da haste lateral e medial.
Como resultados finais observam 57 excelentes e satisfatórios na amostra de 58
pacientes, comentando que as hastes flexíveis de titânio demonstram ser o implante
ideal para as fraturas do fêmur na população pediátrica, evitando prolongada
hospitalização e os problemas do tratamento incruento.
Flynn et al, em 2002, apresentam sua experiência no tratamento de 50 pacientes
com fratura do fêmur em crianças focando sua análise nas possíveis complicações e
procurando ditar as lições desta curva de aprendizado. Dividem o aprendizado
obtido em: planejamento pré-operatório, técnica cirúrgica e cuidado pós-operatório.
O sistema de fixação, com as hastes flexíveis de titânio, cria um tutor interno que
proporciona mobilidade suficiente para gerar um excelente calo ósseo, todavia,
instabilidade excessiva pode induzir perda da redução ou consolidação viciosa.
Mencionam melhores resultados nas fraturas do terço médio da diáfise, sendo que
as fraturas distais ou proximais devem, já no planejamento pré-operatório, ser
direcionados para outro método.
Na técnica cirúrgica ressaltam a importância de respeitar os princípios da
fixação, tais como: ponto de entrada, tamanho das hastes e comprimento, sempre
Introdução
18
simétricos. Recomendam não deixar as hastes longas, pois isto favorece o atrito
mecânico das partes moles ao redor, desta maneira preconizam deixar em torno de
1 a 1,5 cm para fora da cortical. Chamam a atenção para o fundamental controle da
rotação durante o ato cirúrgico. Nos cuidados pós-operatórios comentam a dor como
freqüente sintoma no primeiro mês devido à mobilidade do foco da fratura,
recomendando, em alguns casos, o uso de um imobilizador de joelho. Em fraturas
instáveis, pacientes queixosos ou adolescentes, eventualmente indica-se gesso pós-
operatório. Ressaltam, ainda, que iniciem a mobilidade pós-operatória e treino de
marcha com apoio geralmente ao redor de seis semanas pós-operatórias, quando o
calo ósseo já está desenvolvido. Com respeito a remoção do implante sugerem sua
retirada após seis meses, quando o traço já não é visível nas radiografias de
controle. Concluem afirmando que o uso das hastes elásticas de titânio é um seguro
e eficiente método de tratamento destas fraturas na população pediátrica.
Kiely, em 2002, analisa as propriedades biomecânicas de diferentes
combinações de montagem das hastes flexíveis: em forma de “C”, retas e em forma
de “S”. Foram submetidas comparativamente, em um modelo artificial de fratura
pediátrica do terço médio do fêmur, a testes biomecânicos de encurvamento e
torção. Como conclusão não observa diferença significativa entre os três tipos de
montagem.
Santili et al, em 2002, relatam, pela primeira vez na literatura nacional, os
resultados preliminares da utilização das hastes flexíveis de titânio em oito crianças
tratadas por fratura diafisária do fêmur no Pavilhão Fernandinho Simonsen da
Irmandade da Santa Casa de Misericórdia de São Paulo. Descrevem,
Introdução
19
detalhadamente, a técnica cirúrgica enfatizando que as hastes flexíveis de titânio
agem como tutor interno dividindo as forças e estabilizando a redução até a
consolidação. Comentam que o implante não coloca em risco as placas de
crescimento e tampouco o suprimento sanguíneo da epífise femoral proximal.
Concluem que, a despeito da pequena casuística, que este método apresenta
vantagens em relação ao tratamento incruento, especialmente facilidade de
cuidados com paciente e mobilidade com apoio precoce.
Buechsenschuetz et al, em 2002, comparam os resultados e custos do
tratamento incruento com o uso das hastes flexíveis intramedulares, revisando 71
fraturas da diáfise femoral que tinham no mínimo um ano de seguimento. Como
conclusões reportam que o emprego das hastes flexíveis foi financeiramente menos
custoso e também apresentou resultados clínicos comparáveis ao tratamento
incruento.
Luhmann et al, em 2003, direcionam seu estudo especificamente para as
complicações intra-operatórias e pós-operatórias com a utilização das hastes
flexíveis de titânio no tratamento de 43 fraturas do fêmur em crianças. Destacam
que, trata-se de cirurgia minimamente invasiva, não havendo agressão às placas de
crescimento e, sobretudo, tecnicamente fácil. Encontram 21 complicações (49%),
com duas consideradas maiores (uma artrite séptica do joelho após remoção das
hastes e uma pseudartrose hipertrófica) as menores estiveram relacionadas ao
comprimento distal das hastes ou a seu diâmetro, dor na proeminência distal (13
casos), erosão da pele pelas hastes demasiado longas (quatro casos) e retardo de
consolidação (um caso). Sugerem que tais complicações podem ser evitadas,
Introdução
20
deixando as pontas das hastes menores de 2,5 cm para fora da cortical de entrada,
diminuindo desta maneira a possibilidade de irritação dos tecidos moles ao seu redor
e utilizar hastes de maior diâmetro possível acrescentando estabilidade ao sistema.
Hedin, em 2004, apresenta uma revisão da literatura comparando o tratamento
das fraturas do fêmur em crianças com fixadores externos e com as hastes elásticas
intramedulares. Descreve as principais vantagens e desvantagens de cada método
afirmando que nenhum deles soluciona todos os problemas, porém ambos são
elegíveis no tratamento destas lesões. Propõe um protocolo de tratamento, como
segue:
- menor de três anos: tratamento incruento (tração seguida de gesso ou gesso
imediato);
- três a 15 anos : fratura transversa (hastes intramedulares flexíveis), fraturas
oblíquas curtas (hastes intramedulares flexíveis ou fixador externo), fraturas
cominutivas ou longas espirais (fixador externo) e fraturas expostas (fixador
externo);
- maior de 12 anos: considerar possibilidade de hastes intramedulares rígidas.
Flynn et al, em 2004, apresentam um estudo prospectivo comparando os
resultados do tratamento com hastes flexíveis de titânio com tração e gesso para as
fraturas do fêmur em crianças, com especial interesse no primeiro ano de
seguimento. Avaliam 83 crianças com 84 fraturas, na faixa etária de seis a 16 anos,
sendo 35 tratadas incruentamente e 48 com cirurgia. Seus resultados mostram que o
tratamento cirúrgico com as hastes flexíveis de titânio proporciona,
significativamente, recuperação funcional mais rápida que o tratamento com tração e
Introdução
21
gesso. Por outro lado, os custos hospitalares e as taxas de complicações são
equivalentes.
Mahar et al, em 2004, realizam estudo comparativo biomecânico entre hastes
flexíveis de aço e titânio utilizando um modelo plástico do fêmur, simulando uma
fratura transversa e outra cominutiva. Testam a estabilidade nos dois sistemas
comparando a rotação axial e compressão. Concluem que, a despeito do menor
módulo de elasticidade, as hastes de titânio apresentam estabilidade superior às
hastes de aço, atribuindo este resultado ao maior contato das hastes de titânio
dentro do canal medular.
Sink et al, em 2005, comparam os resultados do tratamento cirúrgico com hastes
flexíveis de titânio das fraturas do fêmur em 39 crianças dividindo em padrão de
fraturas estáveis e instáveis (oblíqua longa ou cominutiva). As complicações
incidiram em 24 crianças (62%), sendo que a maioria foi de complicações ditas
menores (41%) que não requereram procedimento adicional, oito pacientes (21%)
tiveram complicações que resultaram em cirurgias posteriores para completar a
consolidação.
Na comparação entre estável e instável concluem que pacientes com fraturas
instáveis, outros métodos de tratamento devem ser considerados.
1.1.2. Revisão do problema sob a ótica da mecanobiologia
Roux, em 1881, e Wolff, em 1892, iniciam seus estudos ressaltando que o osso
é considerado uma estrutura capaz de adaptar-se a condições de carregamento
Introdução
22
externo. Ou seja, o osso é um tecido que está continuamente submetido a ciclos de
formação e reabsorção. Uma diferença no balanço entre formação e reabsorção
óssea determina um aumento ou decréscimo na massa óssea. Portanto, de acordo
com o conceito de adaptação mecânica do osso, um estímulo mecânico pode
provocar crescimento ou diminuição do tecido ósseo, enquanto que a falta de
estímulo pode induzir sua reabsorção.
O tecido ósseo pode crescer (modelação), modificar sua forma (remodelação
interna) ou reparar-se quando fraturado. O crescimento ocorre durante na infância,
onde há alteração da forma e do tamanho dos ossos. A remodelação interna ocorre
durante toda a vida, onde acontece a renovação da organização estrutural interna do
osso, desempenhando importante papel no reparo de microdanos e manutenção da
integridade mecânica, denominada de auto-reparação.
A remodelação é um processo biológico complicado no qual os fatores
hormonais, juntamente com variações da pressão local sobre as membranas
celulares ativam ou inibem a formação ou o desaparecimento dos tecidos. Outra
capacidade do tecido ósseo é a regeneração esquelética que aparece quando
ocorre algum dano ou fratura no sistema ósseo. A idéia de que a regeneração
esquelética ou ainda a remodelagem óssea são afetadas pelos carregamentos
mecânicos que lhe são impostos, remonta o século XIX.
Pauwels, em 1960, desenvolve uma teoria para a diferenciação dos tecidos em
resposta às tensões mecânicas locais supondo que, a parcela distorcional ou
desviadora das tensões (cisalhamento puro, responsável pela mudança de forma) é
Introdução
23
um incentivo para a diferenciação da célula mesenquimal em fibroblastos (tecido
fibroso).
Por outro lado, as compressões hidrostáticas (que causam uma mudança de
volume) estimulam a diferenciação da célula mesenquimal em condrócitos
(cartilagem), ou seja, são responsáveis pela formação de tecido cartilaginoso que
posteriormente poderá se diferenciar em tecido ósseo. Postula ainda, que as
combinações de tensões de cisalhamento com pressão hidrostática estimulam a
diferenciação para formar fibrocartilagem e que a formação primária de osso exige
um ambiente mecânico estável de baixas deformações de maneira que a formação
óssea endocondral só prosseguirá se os tecidos criarem e mantiverem esse
ambiente de baixas deformações.
Perren, Cordey, em 1980, observando os processos curativos sob diversas
condições mecânicas, propõem a “Teoria da Deformação Inter-fragmentária”. A
deformação inter-fragmentária é determinada tomando-se o movimento longitudinal
da abertura da fratura e dividindo-o pelo tamanho da mesma. A teoria assume que
só um tecido que pode resistir à deformação inter-fragmentária poderá ocupar a
abertura da fratura. Como o tecido que vem a preencher a abertura da fratura torna-
se mais rígido, a deformação inter-fragmentária é reduzida, permitindo a cura por
uma diferenciação progressiva do tecido de granulação inicial, para tecido fibroso,
tecido cartilaginoso e finalmente osso.
Porém esta hipótese, de que a deformação inter-fragmentária controla os
padrões morfológicos de cura da fratura, só considera tensões longitudinais ou axiais
Introdução
24
associadas com deformações inter-fragmentárias da região.
Huiskes, Chao, em 1983, revisam a literatura e definem o método dos elementos
finitos como uma avançada técnica computadorizada de análise de cargas sobre
estruturas, derivado da engenharia mecânica. Na década de 70 foi introduzido na
ortopedia e desde então, este método têm sido aplicado de maneira crescente para
análise de cargas que incidem sobre os ossos, estruturas protéticas, sistemas de
fixação e vários outros tecidos, diferentes do osso. Ressaltam que, este método é
uma ferramenta bem estabelecida para a pesquisa básica e análise de design de
implantes ortopédicos. Concluem afirmando que, as estruturas biológicas e as
situações clínicas são muito complexas e não são, ainda, reprodutíveis totalmente
com este método. Todavia, com a sofisticação dos computadores o futuro é
promissor.
Frost, em 1987, propõe um critério para remodelação óssea baseado na
magnitude da deformação interna. Como as deformações nos ossos são tipicamente
muito pequenas, é comum o uso do termo micro-strain ou µ-strain (10
-6
m/m).
Segundo esta teoria, intitulada de mecanostática, existem quatro regiões
estabelecidas segundo valores de deformação e relacionadas a um processo de
“adaptação mecânica”. As quatro “zonas” ou “janelas” incluem regiões associadas à
falta de estímulo, à carga fisiológica, à de sobrecarga fisiológica e finalmente à de
sobrecarga patológica.
A atrofia devido à falta de estímulo de formação está entre ≈ 0-100 µ-strain
podendo ocorrer (perda de massa óssea), fenômeno que explica a reabsorção do
Introdução
25
osso alveolar que ocorre após a perda de dentes, ou ainda, a formação de um tecido
fibroso no lugar de ósseo em alguns pacientes que sofreram fraturas. A “janela de
sobrecarga patológica” está associada a valores acima de ≈ 4000 µ-strain enquanto
as janelas fisiológicas (de equilíbrio) encontram-se entre ≈ 100-4000 µ-strain sendo
que estes valores de deformação estão associados a processos normais de
remodelagem básica multicelular; por outro lado valores ≈ 1500-4000 µ-strain estão
associados à ganho ou hipertrofia da massa óssea. Falência ou fadiga começa a se
instalar quando valores maiores de ≈ 4000 µ-strain estão presentes sendo que o
máximo, 25.000 µ-strain, é atingido quando o tecido ósseo não resiste mais ao
aumento de tensão e fratura.
Em resumo:
- Atrofia: deformação menor do que 100 µ-strain
- Equilíbrio: deformação entre 100-1500 µ-strain
- Hipertrofia: deformação entre 1500-4000 µ-strain
- Fadiga: deformação maior do que 4000 µ-strain
- Fratura espontânea: maior do que 25000 µ-strain
Frost, em 1989a, descreve uma revisão para médicos dos fenômenos biológicos
envolvidos na consolidação óssea. Divide este relato em duas partes, sendo que na
primeira comenta que o processo de reparação óssea tem sofrido mudanças com
recentes descobertas. Destaca que muitos autores atribuíam aos osteoblastos um
papel importante na consolidação, porém estudos experimentais refletem que este
processo requer muito mais do que apenas a função osteoblástica. Aponta a
presença de mediadores locais e regionais para as células osteoblásticas e
osteoclásticas controlando a formação do calo ósseo. Um particular mecanismo de
Introdução
26
mediação é conhecido como unidade básica multicelular de remodelação, o qual
primeiro estimula a função osteoclástica para reabsorção do tecido mineralizado e
substitui por osso lamelar na etapa de remodelação. Descreve, com propriedade,
cinco principais etapas do processo de consolidação, sendo:
1) fratura;
2) produção de tecido de granulação;
3) calo ósseo;
4) substituição do calo ósseo por osso lamelar (remodelação);
5) retorno do osso ao padrão original (modelação).
O autor ressalta que o estímulo mecânico bem como a mobilidade articular
influencia o alinhamento correto do osso lamelar compacto na etapa de
remodelação.
Durante o processo de reparação, o calo e o osso recém consolidado
permanecem mecanicamente flexível, na evolução, influenciado pela carga e função
do membro, adquire, anos após, resistência e propriedades mecânicas semelhantes
a do osso normal.
Frost, em 1989b, na segunda parte de seu artigo sobre a biologia da
consolidação óssea aborda os problemas inerentes a este processo classificando-os
em três grupos: falhas técnicas, falhas biológicas e combinação das duas. Aponta
que o estímulo principal para a remodelação óssea pós-consolidação é o mecânico,
sendo este também importante nas etapas iniciais da consolidação.
Introdução
27
Taylor et al, em 1996, analisam a distribuição das tensões em um modelo do
fêmur derivado de um cadáver adulto humano utilizando o método dos elementos
finitos. Introduzem no modelo computacional tridimensional a distribuição de Von
Mises para análise das tensões e deformações, sendo que observam que neste
modelo a hipótese de que o fêmur é submetido principalmente às tensões de
compressão.
Carter et al, em 1998, apresentam um artigo abordando a mecanobiologia
definindo-a como a ciência que estuda as condições físicas ou mecânicas que
regulam os processos biológicos e como esta ferramenta científica é capaz de
auxiliar no entendimento das condições físicas regulando o processo biológico de
regeneração esquelética. Divide o papel da mecanobiologia em três fases:
a) proliferação do tecido pluripotencial que pode se diferenciar em cartilagem,
osso ou fibrose, sendo que nesta fase, além dos fatores biológicos,
percebem-se alterações também pelo ambiente mecânico, porém esta
interação não é clara;
b) a segunda fase é marcada pela ossificação endocondral da cartilagem
formada no local da fratura. Neste momento nota-se que o processo não é
alterado tanto pelo estímulo mecânico, porém a velocidade da ossificação
pode ser influenciada pelo carregamento mecânico. Tensões compressivas
hidrostáticas intermitentes podem inibir e tensões octaédricas de
cisalhamento (ou deformações “strain”) podem acelerar o processo;
c) a terceira fase na consolidação secundária aborda a remodelação
intramembranosa e endocondral do osso formado e está intimamente
relacionado ao carregamento mecânico da mesma maneira do
Introdução
28
desenvolvimento ósseo e adaptação funcional.
Os autores concentram-se na primeira fase, acima descrita, utilizando o método
dos elementos finitos em modelo computacional, procurando observar a
diferenciação celular no processo de consolidação do osso normal. Apresentam uma
estrutura conceitual para a mecanobiologia esquelética, adotando níveis de
considerações sobre fatores físicos atuando sobre o órgão, tecido, celular e
molecular.
Os sinais mecânicos no nível orgânico incluem variações de força, desvio e
deformações, como por exemplo, a rigidez do implante utilizado associado à
atividade física do paciente isto podendo interferir nas forças e mobilidade do foco
da fratura. Ao nível tissular citam que a diferenciação tissular pode ser caracterizada
pelo estimulo mecânico das tensões e deformações, baseado em testes físicos de
propriedades de materiais e aproximações de carregamento tissular pode ser
calculada através dos tecidos e serem relacionadas com padrões de diferenciação
celular. Pressões, distorções, gradiente de pressão e dissipação de energia também
podem ser quantificadas e relacionadas à resposta tissular. Sinais mecânicos
também são notados ao nível celular, tais como: alteração da forma celular, pressão
celular, tensão local do oxigênio para padrões de produção e montagem da
característica dos componentes da matriz extracelular e enzimas degradantes da
mesma. O mais específico nível para estudo de sinais mecânicos é o nível
molecular que podem incluir: dano citoesquelético, fatores do crescimento e
alongamento da atividade do canal do íon ativado. O entendimento deste processo
de sinalizações mecânicas nos diversos níveis permite considerar que todos se inter-
Introdução
29
relacionam, como por exemplo: no nível orgânico a instabilidade pode levar à retardo
de consolidação, nível tecidual esta instabilidade produz tensões e deformações
alterando a diferenciação celular, nível celular isto produz modificações na forma e
pressão celular e, por conseqüência, ao nível molecular pode levar à interrupção de
síntese de proteína (actina citoesquelética) que contribui para consolidação.
Os autores criam um modelo com uma representação de fratura ou osteotomia
em estágio inicial de consolidação, mais tarde o mesmo modelo foi desenhado para
representar uma osteogênese por distração utilizando o método dos elementos
finitos. Em áreas de formação de cartilagem a ossificação endocondral normalmente
ocorre, porém pode ser inibida por tensões hidrostáticas de compressão e acelerado
pela tensão ou deformação de cisalhamento octaédrica. Concluem que a resposta
do tecido pluripotencial à estimulação mecânica é clara e importante na
consolidação da fratura, osteogênese por distração, neocondrogênese e
diferenciação tecidual na interface de implantes. Por fim, sugerem que todos os
conceitos apresentados são aplicáveis nos procedimentos ortopédicos resultando
em regeneração tecidual.
Claes, Heigele, em 1999, relatam que o conhecimento das tensões e
deformações nas células presentes no calo ósseo e suas influências na
diferenciação celular permitem um melhor entendimento do processo e pode auxiliar
na melhora do tratamento das fraturas. Entretanto, não é possível determinar
tensões e deformações nas células do calo ósseo in vivo. Apresentam estudo
interdisciplinar comparando os dados de uma experiência animal com os resultados
de uma análise computacional utilizando o método dos elementos finitos, para
Introdução
30
avaliação da influência do tamanho da abertura da fratura e da deformação inter-
fragmentária no processo de cura de fraturas e formulam uma teoria mecano-
regulatória, teoria esta muito semelhante desenvolvida por Carter et al (1998).
As conclusões, a partir dessas observações histológicas, permitem concluir que
a formação óssea inicia-se em regiões próximas a superfícies calcificadas e que
ambas as ossificações, tanto intramembranosa quanto endocondral, existem. A
comparação, dos resultados histológicos com as análises matemáticas de tensões e
deformações, estabelece intervalos para a diferenciação dos tecidos. Assim, a
formação de osso intramembranoso ocorre para deformações locais menores que
5%. As tensões hidrostáticas de compressão maiores que –0.15 MPa e deformações
menores que 15% parecem estimular a ossificação endocondral. Por outro lado, em
condições diferentes das mencionadas, postula-se a ocorrência de formação de
tecido conjuntivo ou cartilagem fibrosa.
Huiskes, em 2000, descreve uma revisão intitulada “Se o osso é a resposta,
então qual a questão?”, retratando a noção da relação entre a forma e função dos
ossos, produzida e mantida pelas forças mecânicas, paradigama este extraído da
chamada lei de Wolff (1892). Por outro lado cita o paradigma de Roux (1881), onde
a formação e adaptação da arquitetura das trabéculas ósseas são reguladas por
células, em especial osteoblastos e osteócitos, governados por um estímulo
mecânico. Comenta que a simulação computacional tem sido citada como “terceiro
método da ciência”, depois da teoria e do empírico. Onde há sistemas complexos e
dinâmicos, com muitos graus de liberdade, como em remodelação óssea, as
simulações computacionais servem para colocar a informação num contexto
Introdução
31
quantitativo. Desenvolve um estudo, pelo método dos elementos finitos de um fêmur
proximal bidimensional, visualizando uma transferência de cargas neste segmento,
concluindo que a arquitetura do trabeculado ósseo nesta região é circunstancial e
não causal, ao contrário da hipótese de Roux (1881).
Van Der Meulen, Huiskes, em 2002, apresentam a filosofia e o progresso da
mecanobiologia, ressaltando que o paradigma central desta ciência é como e de que
maneira as forças mecânicas tendem a modular a morfologia e a estrutura dos
tecidos esqueléticos. Citam que, estudos experimentais com a mecanobiologia
esquelética são realizados há mais de um século, procurando sempre avaliar a
influência do carregamento sobre estes tecidos. À despeito, muitas questões
permanecem não respondidas e encontram-se muitas dificuldades para realizar
estes estudos, tais como: modelo dos experimentos, interpretação de dados,
dificuldade de comparar entre diferentes espécies, idades, ossos e definição de
protocolos de carga. Desta maneira, estudos in vivo, nesta área, representam
grandes desafios.
O propósito da mecanobiologia computacional é determinar regras quantitativas
que governem os efeitos do carregamento mecânico sobre a diferenciação tecidual,
crescimento e adaptação óssea, por tentativa e erro. Sobre o ponto de vista
mecânico é considerado um “problema de valor de contorno”, onde determinadas
cargas são transportadas para variáveis mecânicas locais dentro de um domínio,
dependendo da geometria e das propriedades mecânicas dos materiais. Ressaltam
que tais problemas podem ser resolvidos por uma análise pelo método dos
elementos finitos, sendo que o lado biológico da computação está baseado na
Introdução
32
premissa de que variáveis mecânicas locais estimulam a célula para regulação de
sua matriz, densidade e estrutura. Finalizam comentando que, tanto estudos
experimentais ou de simulações computacionais são críticos para o avanço e
entendimento da forma e função da mecanoregulação, sendo sempre importante a
integração dos modelos computacionais com os experimentos.
Lacroix, Prendergast, em 2002, propõem que a mecanobiologia pode estudar os
mecanismos de diferenciação e de remodelamento esquelético devido à aplicação de
carregamento mecânico tanto do ponto de vista ontogenético como filogenético.
Aplicam uma teoria muito similar para investigar a cura de fraturas usando um
modelo computacional pelo método dos elementos finitos, com característica de ser:
poroelástico (capacidade de simulação fluídos), bifásico (duas etapas) e
bidimensional; de um calo ósseo inicialmente formado, onde tecidos foram
representados com componentes sólidos e fluídos. A regulação biomecânica deste
modelo mostra que a diferenciação tecidual é controlada pela combinação de
deformações octaédricas de cisalhamento e fluxo de fluído dentro dos tecidos,
ressaltando que este modelo foi testado pela simulação de consolidação óssea,
analisando diferentes espaçamentos do foco de fratura e carregamentos diversos.
Concluem observando o efeito da abertura do foco de fratura e a magnitude carga na
taxa de redução da deformação inter-fragmentária comprovada neste modelo, obtido
por baixas deformações locais favoráveis a diferenciação tecidual.
Garcia et al, em 2002, reconhecem dois componentes macro-estruturais na
estrutura óssea: o osso cortical e o osso trabecular. Ambos têm a mesma
composição, porém possuem densidade diferente. O osso cortical forma 80% do
Introdução
33
esqueleto, formando a parte externa de diversos ossos e o corpo dos ossos longos.
Possui porosidade considerada baixa (≈10%), é rígido e suporta um valor razoável
de tensão antes de fraturar quando submetido a um carregamento. O osso
trabecular compõe 20% do esqueleto e é uma estrutura altamente porosa (50-90%).
É formado por numerosas e pequenas (≈ 100µm de espessura) trabéculas
interconectadas com um grande espaçamento entre elas, que tendem a se orientar
ao longo da direção da tensão principal em adaptação ao carregamento externo,
sendo capaz de suportar alongamentos e deformações antes de fraturar quando
submetido a um carregamento.
A estrutura de ambos se modifica em resposta a estímulos mecânicos (cargas
aplicadas e imobilizações) e hormonais. No entanto, o osso trabecular, por ter uma
alta taxa de atividade metabólica, geralmente responde mais rapidamente do que o
osso cortical, com modificações em sua geometria externa e estrutura interna.
Uma das propriedades mecânicas mais relevantes na análise de estruturas
biomecânicas é a rigidez do material. O Módulo de Elasticidade ou de Young (E), em
materiais elásticos, tem essa função. Quanto maior o seu valor, mais rígido é o
material. Outra propriedade importante de ser analisada é o valor da tensão de
resistência a tração (
ult
σ
+
) e compressão (
ult
σ
−
).
O tecido ósseo está submetido a diversos tipos de solicitações mecânicas, que
podem gerar diversos esforços internos (tensões) e deformações. As tensões
representam forcas por unidade de área (unidade: Pa=N/m
2
, usualmente
MPa=10
6
N/m
2
=N/mm
2
) enquanto as deformações representam as mudanças de
Introdução
34
tamanho do corpo relativo ao tamanho original (unidade mm/m).
Os autores revisam algumas formulações e modelos matemáticos
implementados pelo método dos elementos finitos para predizer o comportamento
ósseo quando alguns implantes são aplicados. Estudam o comportamento
biomecânico de algumas osteossínteses extramedulares e intramendulares, bem
como artroplastias, para um modelo computacional de fêmur proximal. Aplicando,
também, este estudo para o fêmur em sua porção distal. Concluem afirmando que, o
uso de simulações pelo método dos elementos finitos para análise de diferentes
implantes permite comparar qualitativamente seus desenhos e comportamento
biomecânico, tornando-se uma ferramenta útil na aplicação destes materiais na
prática clínica. Ressaltam que o principal efeito da presença dos implantes nos
ossos pode levar à alteração da microestrutura esquelética podendo aparecer
reabsorção e/ou neoformação em diferentes regiões. Referem que, simulações
computacionais são úteis no desenvolvimento dos implantes ortopédicos, porém
estudos clínicos são necessários para obter-se a correlação verdadeira,
considerando variáveis como: fatores biológicos e metabólicos, não presentes em
estudos por estes métodos computacionais.
Rodrigues, em 2003, apresenta dissertação de mestrado ao Programa de Pós-
Graduação em Bioengenharia da Universidade de São Carlos/Faculdade de
Medicina de Ribeirão Preto versando sobre “Análise do risco de fratura óssea por
ultrassonografia e ensaio mecânico por compressão”. Revisa com detalhes as
funções do tecido ósseo, sua micro e macroestrutura e sua capacidade de
remodelamento, apontando as células ósseas como as principais reguladoras do
Introdução
35
metabolismo ósseo, no entanto a matriz óssea e os minerais também participam do
controle do processo. Ressalta que o remodelamento ósseo pode ser influenciado
por forças mecânicas aplicadas ao esqueleto, por fatores humorais locais, fatores
transformadores do crescimento e hormônios, tais como: calcitonina, estrógeno,
testosterona, paratormônio e a vitamina D.
Objetivos
36
2 - OBJETIVOS
Objetivos
37
a) Construção de um modelo computacional bidimensional representativo de um
fêmur derivado de uma radiografia plana com aplicação do método dos elementos
finitos.
b) Estudo comparativo de desempenho biomecânico entre as hastes de aço e
titânio, avaliando caminho e distribuição das tensões (Mises), tensões principais e
deformações, considerando a simulação de um traço de fratura no modelo proposto.
Material e Método
38
3 - MATERIAL E MÉTODO
Material e Método
39
O método numérico computacional utilizado no presente estudo foi o Método dos
Elementos Finitos (MEF), viabilizado por meio do aplicativo ANSYS
®
, versão 10.0,
desenvolvido pela Swanson Analysis Inc., com auxílio de um computador Pentium IV
de 2800 MHz, com 256 MB de memória e 40 GB de disco rígido, de propriedade do
CESEC (Centro de Estudos de Engenharia Civil Inaldo Ayres Vieira) da Universidade
Federal do Paraná (UFPR).
O MEF considera as estruturas como sendo uma reunião de pequenas
partículas de quantidade finita, denominadas de elementos finitos, conectados a um
número finito de pontos, chamados de nós ou pontos nodais (Zienkiewicz, 1977).
Através do MEF, pode-se avaliar a distribuição das tensões em uma estrutura,
observando a deformação no elemento ou visualizando e interpretando as imagens,
através de um gráfico de cores (Bathe, 1996).
Na construção do modelo de elementos finitos, o tipo de elemento a ser adotado
e a representação geométrica da estrutura a ser analisada são considerações
importantes a serem levadas em conta e que definirão o “trabalho” computacional
necessário na obtenção dos resultados. A representação exata da geometria
tridimensional da estrutura óssea pode levar a um esforço computacional demasiado
(tempo de processamento) o que, nem sempre, corresponde a eficácia da solução.
Modelos aproximados bidimensionais podem fornecer resultados que permitirão
melhorar o entendimento da resposta mecânica da estrutura podendo servir como
indutores para análise que usam equações constitutivas ou condições de
carregamento mais complicadas.
Material e Método
40
Em especial, podem ser úteis, na análise comparativa da distribuição das
tensões quando se alteram alguns parâmetros, como por exemplo, as constantes
relativas aos materiais envolvidos. Adotamos, portanto, uma análise simplificada, bi-
dimensional, resolvendo-se um problema de estado plano, utilizando um elemento
finito isoparamétrico, do tipo triangular (PLANE 2), quadrático de seis nós, com dois
graus de liberdade em cada nó, que são translações nas direções X (horizontal) e Y
(vertical), ou seja, não permite translações perpendiculares ao plano, conforme
esquematizado na Figura 1, disponível na biblioteca da plataforma ANSYS
®
.
Figura 1 - Elemento finito PLANE 2.
Três modelos foram construídos para realização deste trabalho, a partir da
radiografia plana panorâmica de ambos os fêmures na projeção ântero-posterior de
um menino de oito anos que se encontrava no pós-operatório de seis meses de
hastes flexíveis de titânio para o tratamento de fratura do fêmur direito, já
consolidada, onde utilizamos o lado não lesado (esquerdo) para geração da imagem
computacional apresentada na Figura 2a. Os modelos foram gerados a partir de um
modelo desenhado computacionalmente, utilizando-se do programa AutoCAD
Material e Método
41
2004
®
.
O primeiro modelo simulou um fêmur em condições normais, íntegro, como
mostra a Figura 2b e foi obtido pela análise dos cortes na radiografia plana com
intervalo de 2 cm à partir do trocanter menor até a placa fisária distal. Nesta
radiografia foi realizado a mensuração da espessura das corticais medial e lateral e
também da medular em todos os cortes apresentados, totalizando 11 cortes, nos
extremos proximal e distal, no nível epifisário considerando o contorno visto na
radiografia. Os modelos foram gerados à partir destas informações pelo programa
computacional AutoCAD
®
e foram exportados para a plataforma ANSYS
®
, versão
10.0.
Aplicado carregamento de 350 N, o que corresponderia a uma criança de 35 Kg
(Taylor et al, 1996), orientado para o centro da epífise femoral, considerando apoio
na região dos côndilos femorais (representado na Fig. 2c).
Nos modelos para análise consideramos o mesmo desenho representativo do
fêmur, porém definindo um traço simulando uma fratura diafisária com espaçamento
de 1 mm e também a simulação gráfica de hastes intramedulares de 4 mm diâmetro
de diferentes materiais, aço inoxidável e titânio, respectivamente, posicionadas de
distal para proximal (técnica ascendente) como mostra a Figura 2d. No modelo de
fêmur íntegro, a malha de elementos finitos foi composta de 5.779 elementos
triangulares (Fig. 2c). Nos modelos com as simulações das hastes, a malha foi
composta de 9.378 elementos triangulares (Fig. 2e).
Material e Método
42
A espessura da haste utilizada foi de 4 mm, cada uma delas, tanto para as de
aço quanto de titânio, com o objetivo de preenchimento de 80% do canal medular,
de acordo com a técnica preconizada (Flynn et al, 2001).
350 N
(a) (b) (c) (d) ( e)
Figura 2 – (a) Radiografia do fêmur; (b) modelo do fêmur íntegro, indicando o osso
trabecular osso cortical; (c) malha de elementos finitos do fêmur íntegro
adotada, com indicação do carregamento e apoio nos côndilos; (d)
modelo do fêmur com simulação do traço de fratura e posicionamento
das hastes; (e) modelo completo com a malha de elementos finitos
adotada.
Material e Método
43
Tabela 1 - Propriedades físicas dos materiais.
Material
Módulo de
Elasticidade
(E), (MPa)
Coeficiente
de Poisson
(ν)
Tensão de
resistência última
à compressão
(
ult
σ
−
) (MPa)
Tensão de
resistência
última à tração
(
ult
σ
+
) (MPa)
Aço Inoxidável
(F138)
200.000 0,33 500 500
Titânio
(Ti6Al7Nb)
105.000 0,34 750 750
Osso Cortical
13.700 0,30 224 151
Osso Trabecular
7.930 0,30 80 -
Região da
fratura,
imediatamente
após a operação
1
0,49
1 -
Tanto as hastes quanto o osso, foram modelados considerando isotropia e
homogeneidade. Os valores do Módulo de Elasticidade (E) e do Coeficiente de
Poisson (ν) usados na simulação do osso cortical e do osso trabecular foram obtidos
da literatura (Doblaré et al, 2004). Os valores do Módulo de Elasticidade (E) e do
Coeficiente de Poisson (ν) da liga TAN (Ti6Al7Nb) e do aço inoxidável foram
fornecidos pelo fabricante, SYNTHES
®
e estão todos detalhados conforme a Tabela
1.
Consideramos a simulação de uma força aplicada sobre a epífise femoral (Fig.
2c) representando, de maneira simplificada, uma das cargas que atuam no fêmur de
Material e Método
44
uma criança de aproximadamente oito anos, com peso corporal de 35 Kg,
correspondente, segundo Taylor et al (1996), a 4,3 vezes o peso (350 N). O valor da
carga a ser aplicada no modelo bidimensional foi obtido de maneira que as
deformações na diáfise do osso íntegro coincidam com as obtidas em um modelo
cilíndrico tridimensional.
Para análise comparativa do caminho e distribuição das tensões (Von Mises) e
tensões principais, consideramos o modelo do fêmur como um todo, com valores
representados pelo gráfico de cores. Estudo comparativo das tensões também foi
realizado levando-se em conta os valores obtidos nos nós correspondentes.
Para análise dos resultados comparativos das deformações consideramos:
apenas as regiões da simulação da fratura: 1 (medial), 2 (central) e 3 (lateral).
Correlacionando os valores de deformação obtidos com os critérios de “janelas de
resposta do osso” de Frost, 1987.
3.1. Metodologia estatística
Foram calculadas medidas descritivas das variáveis em estudo para facilitar a
construção das hipóteses estatísticas. Neste momento, tabelas de médias, desvios
padrões e número de observações foram sumarizadas, sendo que a área de
interesse foram as regiões 1, 2 e 3 ao nível do foco de simulação da fratura. (Quadro
1)
Aplicou-se o teste estatístico não paramétrico de Wilcoxon, sendo que sua
utilização justifica-se pela falta de normalidades das observações e por se tratar de
uma comparação de duas amostras relacionadas (dependentes).
Material e Método
45
Quadro 1 - Médias de valores obtidos, desvio padrão e número de observações utilizadas
p
ara análise com
p
arativa
Resultados
46
4 - RESULTADOS
Resultados
47
Os resultados do caminho e distribuição das tensões (em Pa) nos modelos de
simulação do fêmur com hastes de aço e com hastes de titânio são apresentadas
em uma escala de cores. Diferentes cores representam diferentes níveis de tensão
no elemento analisado.
Na interpretação do caminho e distribuição das tensões, representadas pela
Figura 3, observamos distribuição mais homogênea das tensões no modelo com
hastes de titânio.
Figura 3 – Caminho e distribuição das Tensões de Von Mises (Pa) nos modelos: (a)
fêmur íntegro; (b) hastes de aço inoxidável; (c) hastes de titânio
(Ti6Al7Nb); (d) detalhe da região da fratura; abaixo: gráfico de cores com
valores em Pa=N/m
2
.
(d)
(a) (b) (c)
Resultados
48
Na interpretação da distribuição das tensões principais na região da fratura, em
ambos os modelos de hastes notamos que as tensões são absorvidas pelas hastes,
variando apenas a magnitude das mesmas (Fig. 4).
Figura 4 - Detalhe das tensões principais na região da fratura, As flechas em azul
indicam tensões principais mínimas de compressão (
3
σ
), enquanto as
flechas em preto indicam tensões principais mínimas de tração (
1
σ
).
A interpretação da distribuição das deformações principais de compressão
(medidas em m/m ou “strain”, no vocabulário técnico da engenharia significa
deformação) na região da fratura (medial e lateral), os valores são calculadas pelo
Resultados
49
programa computacional Ansys ® 10.0 e são apresentadas em escala de cores,
sendo que diferentes cores representam níveis diferentes de deformação. Valores da
Figura 5 estão em negativo, pois traduzem deformações provocadas por
compressão. Observamos uma distribuição mais adequada dos valores de
deformação no modelo com hastes de titânio, pois encontramos os mesmos dentro
da janela de equilíbrio e hipertrofia, enquanto isto não foi observado no modelo com
hastes de aço.
Figura 5 - Detalhe da distribuição da deformação principal de compressão ε
3
(m/m),
na região da fratura para o modelo com: (a) haste de aço inoxidável e (b)
haste de titânio.
Resultados
50
Os resultados obtidos em cada modelo estão sumarizados nos Quadros 2, 3, 4,
5, 6 e 7 abaixo, acompanhados das Figuras 6 e 7 geradas pelo programa
computacional Ansys ® 10.0.
Região 1 Região 2 Região 3
Figura 6 - Modelo computacional hastes de aço.
Resultados
51
Quadro 2 - Resultados no modelo com hastes de aço região 1.
Região 1 Número Tensão de Deformação
do Nó Von Mises (Pa) S1 S3 EPTO XY
3426 2,33E-03 0,00E+00 -2,69E-03 1,72E-06
3432 7,06E-03 0,00E+00 -7,65E-03 4,83E-06
3582 5,04E-03 0,00E+00 -5,73E-03 3,05E-06
4870 4,91E-03 0,00E+00 -5,65E-03 1,31E-06
4900 4,77E-03 0,00E+00 -5,51E-03 1,99E-07
5055 7,93E-03 0,00E+00 -8,42E-03 7,25E-06
5061 2,78E-03 0,00E+00 -3,20E-03 2,40E-06
5073 5,15E-03 0,00E+00 -5,77E-03 4,59E-06
5075 4,97E-03 0,00E+00 -5,70E-03 2,80E-06
5095 3,11E-03 0,00E+00 -3,56E-03 2,11E-07
5096 2,86E-03 0,00E+00 -3,23E-03 3,42E-07
5097 2,53E-03 0,00E+00 -2,72E-03 1,17E-07
5098 2,44E-03 0,00E+00 -2,60E-03 5,10E-07
5099 5,24E-03 0,00E+00 -5,89E-03 1,20E-06
5100 5,33E-03 0,00E+00 -5,91E-03 7,42E-07
5101 5,53E-03 0,00E+00 -5,86E-03 1,25E-06
5102 5,63E-03 0,00E+00 -5,86E-03 1,49E-06
5103 5,09E-03 0,00E+00 -5,78E-03 1,27E-07
5104 4,77E-03 0,00E+00 -5,47E-03 4,45E-07
5105 4,22E-03 0,00E+00 -4,87E-03 4,47E-07
5106 3,71E-03 0,00E+00 -4,28E-03 4,14E-07
12320 4,85E-03 0,00E+00 -5,59E-03 1,56E-06
12334 4,68E-03 0,00E+00 -5,40E-03 8,16E-07
12343 4,47E-03 0,00E+00 -5,16E-03 4,14E-07
12355 4,53E-03 0,00E+00 -5,23E-03 4,29E-07
12363 4,10E-03 0,00E+00 -4,74E-03 6,72E-07
12380 3,55E-03 0,00E+00 -4,09E-03 6,12E-07
12387 2,84E-03 0,00E+00 -3,25E-03 7,61E-08
12474 2,43E-03 0,00E+00 -2,79E-03 1,05E-06
12568 3,80E-03 0,00E+00 -4,38E-03 2,95E-07
12569 3,35E-03 0,00E+00 -3,85E-03 3,13E-07
12575 4,96E-03 0,00E+00 -5,68E-03 8,52E-07
12576 4,71E-03 0,00E+00 -5,42E-03 6,65E-07
12578 4,46E-03 0,00E+00 -5,14E-03 4,63E-07
12579 4,15E-03 0,00E+00 -4,79E-03 3,23E-07
12584 4,09E-03 3,14E-04 -3,92E-03 -1,31E-06
12586 5,59E-03 0,00E+00 -5,76E-03 -3,46E-06
12595 4,97E-03 0,00E+00 -5,70E-03 -1,33E-06
12596 5,05E-03 0,00E+00 -5,76E-03 -1,95E-06
12598 5,26E-03 0,00E+00 -5,85E-03 -2,79E-06
12602 2,49E-03 0,00E+00 -2,79E-03 -1,15E-06
12605 2,89E-03 0,00E+00 -3,29E-03 -5,01E-07
12606 2,63E-03 0,00E+00 -2,93E-03 -7,17E-07
12608 3,13E-03 0,00E+00 -3,59E-03 -3,53E-07
12851 2,36E-03 0,00E+00 -2,68E-03 -9,40E-08
13179 4,19E-03 0,00E+00 -4,84E-03 -1,70E-07
13186 3,85E-03 0,00E+00 -4,44E-03 -5,17E-08
13190 4,12E-03 1,58E-04 -4,04E-03 -3,95E-07
13203 3,44E-03 0,00E+00 -3,97E-03 -1,09E-07
13210 3,12E-03 0,00E+00 -3,59E-03 -3,14E-07
13221 2,80E-03 0,00E+00 -3,20E-03 -7,48E-07
13229 2,63E-03 0,00E+00 -3,00E-03 -1,44E-06
T
ensões Princi
p
ais
(
Pa
)
Resultados
52
Quadro 3 - Resultados no modelo com hastes de aço região 2.
Região 2 Número Tensão de Deformação
do Nó Von Mises (Pa) S1 S3 EPTO XY
5056 3,27E-04 0,00E+00 -3,59E-04 3,99E-07
5057 1,68E-04 1,02E-04 -9,27E-05 1,57E-07
5059 5,09E-04 0,00E+00 -5,67E-04 5,79E-07
5060 1,50E-04 0,00E+00 -1,73E-04 -1,52E-08
5070 3,34E-04 0,00E+00 -3,59E-04 2,34E-07
5078 4,15E-04 0,00E+00 -4,40E-04 5,65E-07
5082 3,13E-04 0,00E+00 -3,35E-04 3,02E-07
5083 2,85E-04 0,00E+00 -3,07E-04 2,92E-07
5084 3,24E-04 0,00E+00 -3,32E-04 3,42E-07
5085 2,22E-04 0,00E+00 -2,45E-04 2,52E-07
5086 2,35E-04 0,00E+00 -2,44E-04 2,26E-07
5087 3,19E-04 0,00E+00 -3,45E-04 2,65E-07
5088 2,82E-04 0,00E+00 -3,17E-04 1,87E-07
5089 3,40E-04 0,00E+00 -3,67E-04 3,79E-07
5090 3,03E-04 0,00E+00 -3,44E-04 3,07E-07
5091 3,09E-04 0,00E+00 -3,41E-04 2,79E-07
5092 2,71E-04 0,00E+00 -2,88E-04 2,75E-07
12408 3,98E-04 0,00E+00 -4,04E-04 5,01E-07
12415 3,61E-04 4,13E-05 -3,39E-04 4,07E-07
12431 3,22E-04 0,00E+00 -3,47E-04 3,05E-07
12438 2,84E-04 0,00E+00 -2,98E-04 3,67E-07
12459 2,10E-04 0,00E+00 -2,15E-04 3,01E-07
12489 2,71E-04 0,00E+00 -3,07E-04 3,12E-07
T
ensões Princi
p
ais
(
Pa
)
Resultados
53
Quadro 4 - Resultados no modelo com hastes de aço região 3.
Região 3 Número Tensão de Deformação
do Nó Von Mises (Pa) S1 S3 EPTO XY
3428 1,71E-03 1,97E-03 0,00E+00 1,00E-06
3430 5,69E-03 6,06E-03 0,00E+00 5,25E-06
3640 2,19E-03 2,50E-03 0,00E+00 7,32E-08
4370 2,81E-03 3,24E-03 0,00E+00 -3,12E-07
4399 3,34E-03 3,85E-03 0,00E+00 -2,95E-07
5054 7,58E-03 8,25E-03 0,00E+00 -5,45E-06
5058 2,11E-03 2,43E-03 0,00E+00 -1,93E-06
5063 4,56E-03 5,16E-03 0,00E+00 -3,63E-06
5065 4,30E-03 4,92E-03 0,00E+00 -2,37E-06
5067 4,21E-03 4,85E-03 0,00E+00 -1,43E-06
5111 2,33E-03 2,65E-03 0,00E+00 2,31E-08
5112 1,92E-03 2,03E-03 0,00E+00 1,04E-07
5113 2,19E-03 2,47E-03 0,00E+00 -4,84E-08
5114 1,87E-03 1,99E-03 0,00E+00 -3,52E-07
5115 4,64E-03 5,12E-03 0,00E+00 -7,50E-07
5116 4,81E-03 4,96E-03 0,00E+00 -5,62E-07
5117 4,56E-03 5,09E-03 0,00E+00 9,09E-07
5118 4,75E-03 4,94E-03 0,00E+00 1,62E-06
5119 2,66E-03 3,06E-03 0,00E+00 4,95E-08
5120 3,19E-03 3,68E-03 0,00E+00 5,63E-08
5121 3,69E-03 4,25E-03 0,00E+00 8,79E-08
5122 4,07E-03 4,68E-03 0,00E+00 1,42E-07
5123 4,35E-03 4,95E-03 0,00E+00 3,53E-07
12234 3,75E-03 4,33E-03 0,00E+00 -5,04E-08
12242 4,05E-03 4,68E-03 0,00E+00 4,81E-07
12259 4,22E-03 4,86E-03 0,00E+00 1,48E-06
12267 4,34E-03 4,92E-03 0,00E+00 3,18E-06
12282 4,16E-03 4,80E-03 0,00E+00 -7,60E-07
12291 4,06E-03 4,69E-03 0,00E+00 -3,04E-07
12303 3,95E-03 4,56E-03 0,00E+00 2,93E-08
12309 3,79E-03 4,38E-03 0,00E+00 2,52E-07
12499 1,84E-03 2,12E-03 0,00E+00 -9,69E-07
12510 4,23E-03 4,85E-03 0,00E+00 -2,01E-07
12511 4,41E-03 5,01E-03 0,00E+00 -4,44E-07
12517 3,48E-03 4,02E-03 0,00E+00 2,38E-07
12518 3,69E-03 4,26E-03 0,00E+00 2,09E-07
12520 2,97E-03 3,43E-03 0,00E+00 2,34E-07
12521 3,24E-03 3,74E-03 0,00E+00 3,03E-07
12522 2,71E-03 3,12E-03 0,00E+00 2,19E-07
12525 3,90E-03 4,49E-03 0,00E+00 9,99E-08
12526 4,05E-03 4,67E-03 0,00E+00 -2,07E-08
12536 3,92E-03 3,76E-03 -3,07E-04 1,14E-06
12537 5,16E-03 5,36E-03 0,00E+00 -2,96E-06
12539 4,68E-03 5,15E-03 0,00E+00 -2,35E-06
12541 4,43E-03 5,01E-03 0,00E+00 -1,71E-06
12542 4,36E-03 4,97E-03 0,00E+00 -1,09E-06
12547 1,93E-03 2,14E-03 0,00E+00 -5,39E-07
12548 2,11E-03 2,38E-03 0,00E+00 -2,08E-07
12549 1,87E-03 2,09E-03 0,00E+00 -8,91E-07
12550 2,43E-03 2,78E-03 0,00E+00 5,00E-08
12724 3,60E-03 4,16E-03 0,00E+00 4,05E-07
12732 3,40E-03 3,92E-03 0,00E+00 4,80E-07
12739 3,16E-03 3,65E-03 0,00E+00 5,05E-07
12746 2,90E-03 3,35E-03 0,00E+00 4,60E-07
12751 3,38E-03 3,30E-03 -1,53E-04 1,49E-07
12760 2,61E-03 3,01E-03 0,00E+00 3,21E-07
12768 2,34E-03 2,69E-03 0,00E+00 7,45E-08
12778 2,08E-03 2,37E-03 0,00E+00 -3,57E-07
12786 1,95E-03 2,23E-03 0,00E+00 -1,07E-06
12792 1,81E-03 2,07E-03 0,00E+00 -3,29E-07
ensões Princi
ais
Pa
Resultados
54
Região 1 Região 2 Região 3
Figura 7 - Modelo computacional de hastes de titânio.
Resultados
55
Quadro 5 - resultados no modelo com hastes de titânio região 1.
Região 1 Número Tensão de Deformação
do Nó Von Mises (Pa) S1 S3 EPTO XY
3426 2,33E-03 0,00E+00 -2,69E-03 1,72E-06
3432 7,06E-03 0,00E+00 -7,65E-03 4,83E-06
3582 5,04E-03 0,00E+00 -5,73E-03 3,05E-06
4870 4,91E-03 0,00E+00 -5,65E-03 1,31E-06
4900 4,77E-03 0,00E+00 -5,51E-03 1,99E-07
5055 7,93E-03 0,00E+00 -8,42E-03 7,25E-06
5061 2,78E-03 0,00E+00 -3,20E-03 2,40E-06
5073 5,15E-03 0,00E+00 -5,77E-03 4,59E-06
5075 4,97E-03 0,00E+00 -5,70E-03 2,80E-06
5095 3,11E-03 0,00E+00 -3,56E-03 2,11E-07
5096 2,86E-03 0,00E+00 -3,23E-03 3,42E-07
5097 2,53E-03 0,00E+00 -2,72E-03 1,17E-07
5098 2,44E-03 0,00E+00 -2,60E-03 5,10E-07
5099 5,24E-03 0,00E+00 -5,89E-03 1,20E-06
5100 5,33E-03 0,00E+00 -5,91E-03 7,42E-07
5101 5,53E-03 0,00E+00 -5,86E-03 1,25E-06
5102 5,63E-03 0,00E+00 -5,86E-03 1,49E-06
5103 5,09E-03 0,00E+00 -5,78E-03 1,27E-07
5104 4,77E-03 0,00E+00 -5,47E-03 4,45E-07
5105 4,22E-03 0,00E+00 -4,87E-03 4,47E-07
5106 3,71E-03 0,00E+00 -4,28E-03 4,14E-07
12320 4,85E-03 0,00E+00 -5,59E-03 1,56E-06
12334 4,68E-03 0,00E+00 -5,40E-03 8,16E-07
12343 4,47E-03 0,00E+00 -5,16E-03 4,14E-07
12355 4,53E-03 0,00E+00 -5,23E-03 4,29E-07
12363 4,10E-03 0,00E+00 -4,74E-03 6,72E-07
12380 3,55E-03 0,00E+00 -4,09E-03 6,12E-07
12387 2,84E-03 0,00E+00 -3,25E-03 7,61E-08
12474 2,43E-03 0,00E+00 -2,79E-03 1,05E-06
12568 3,80E-03 0,00E+00 -4,38E-03 2,95E-07
12569 3,35E-03 0,00E+00 -3,85E-03 3,13E-07
12575 4,96E-03 0,00E+00 -5,68E-03 8,52E-07
12576 4,71E-03 0,00E+00 -5,42E-03 6,65E-07
12578 4,46E-03 0,00E+00 -5,14E-03 4,63E-07
12579 4,15E-03 0,00E+00 -4,79E-03 3,23E-07
12584 4,09E-03 3,14E-04 -3,92E-03 -1,31E-06
12586 5,59E-03 0,00E+00 -5,76E-03 -3,46E-06
12595 4,97E-03 0,00E+00 -5,70E-03 -1,33E-06
12596 5,05E-03 0,00E+00 -5,76E-03 -1,95E-06
12598 5,26E-03 0,00E+00 -5,85E-03 -2,79E-06
12602 2,49E-03 0,00E+00 -2,79E-03 -1,15E-06
12605 2,89E-03 0,00E+00 -3,29E-03 -5,01E-07
12606 2,63E-03 0,00E+00 -2,93E-03 -7,17E-07
12608 3,13E-03 0,00E+00 -3,59E-03 -3,53E-07
12851 2,36E-03 0,00E+00 -2,68E-03 -9,40E-08
13179 4,19E-03 0,00E+00 -4,84E-03 -1,70E-07
13186 3,85E-03 0,00E+00 -4,44E-03 -5,17E-08
13190 4,12E-03 1,58E-04 -4,04E-03 -3,95E-07
13203 3,44E-03 0,00E+00 -3,97E-03 -1,09E-07
13210 3,12E-03 0,00E+00 -3,59E-03 -3,14E-07
13221 2,80E-03 0,00E+00 -3,20E-03 -7,48E-07
13229 2,63E-03 0,00E+00 -3,00E-03 -1,44E-06
T
ensões Princi
p
ais
(
Pa
)
Resultados
56
Quadro 6 - Resultados no modelo com hastes de titânio região 2.
Região 2 Número Tensão de Deformação
do Nó Von Mises (Pa) S1 S3 EPTO XY
5056 3,27E-04 0,00E+00 -3,59E-04 3,99E-07
5057 1,68E-04 1,02E-04 -9,27E-05 1,57E-07
5059 5,09E-04 0,00E+00 -5,67E-04 5,79E-07
5060 1,50E-04 0,00E+00 -1,73E-04 -1,52E-08
5070 3,34E-04 0,00E+00 -3,59E-04 2,34E-07
5078 4,15E-04 0,00E+00 -4,40E-04 5,65E-07
5082 3,13E-04 0,00E+00 -3,35E-04 3,02E-07
5083 2,85E-04 0,00E+00 -3,07E-04 2,92E-07
5084 3,24E-04 0,00E+00 -3,32E-04 3,42E-07
5085 2,22E-04 0,00E+00 -2,45E-04 2,52E-07
5086 2,35E-04 0,00E+00 -2,44E-04 2,26E-07
5087 3,19E-04 0,00E+00 -3,45E-04 2,65E-07
5088 2,82E-04 0,00E+00 -3,17E-04 1,87E-07
5089 3,40E-04 0,00E+00 -3,67E-04 3,79E-07
5090 3,03E-04 0,00E+00 -3,44E-04 3,07E-07
5091 3,09E-04 0,00E+00 -3,41E-04 2,79E-07
5092 2,71E-04 0,00E+00 -2,88E-04 2,75E-07
12408 3,98E-04 0,00E+00 -4,04E-04 5,01E-07
12415 3,61E-04 4,13E-05 -3,39E-04 4,07E-07
12431 3,22E-04 0,00E+00 -3,47E-04 3,05E-07
12438 2,84E-04 0,00E+00 -2,98E-04 3,67E-07
12459 2,10E-04 0,00E+00 -2,15E-04 3,01E-07
12489 2,71E-04 0,00E+00 -3,07E-04 3,12E-07
T
ensões Princi
p
ais
(
Pa
)
Resultados
57
Quadro 7 - Resultados no modelo com hastes de aço região 3.
Região 3 Número Tensão de Deformação
do Nó Von Mises (Pa) S1 S3 EPTO XY
3428 1,71E-03 1,97E-03 0,00E+00 1,00E-06
3430 5,69E-03 6,06E-03 0,00E+00 5,25E-06
3640 2,19E-03 2,50E-03 0,00E+00 7,32E-08
4370 2,81E-03 3,24E-03 0,00E+00 -3,12E-07
4399 3,34E-03 3,85E-03 0,00E+00 -2,95E-07
5054 7,58E-03 8,25E-03 0,00E+00 -5,45E-06
5058 2,11E-03 2,43E-03 0,00E+00 -1,93E-06
5063 4,56E-03 5,16E-03 0,00E+00 -3,63E-06
5065 4,30E-03 4,92E-03 0,00E+00 -2,37E-06
5067 4,21E-03 4,85E-03 0,00E+00 -1,43E-06
5111 2,33E-03 2,65E-03 0,00E+00 2,31E-08
5112 1,92E-03 2,03E-03 0,00E+00 1,04E-07
5113 2,19E-03 2,47E-03 0,00E+00 -4,84E-08
5114 1,87E-03 1,99E-03 0,00E+00 -3,52E-07
5115 4,64E-03 5,12E-03 0,00E+00 -7,50E-07
5116 4,81E-03 4,96E-03 0,00E+00 -5,62E-07
5117 4,56E-03 5,09E-03 0,00E+00 9,09E-07
5118 4,75E-03 4,94E-03 0,00E+00 1,62E-06
5119 2,66E-03 3,06E-03 0,00E+00 4,95E-08
5120 3,19E-03 3,68E-03 0,00E+00 5,63E-08
5121 3,69E-03 4,25E-03 0,00E+00 8,79E-08
5122 4,07E-03 4,68E-03 0,00E+00 1,42E-07
5123 4,35E-03 4,95E-03 0,00E+00 3,53E-07
12234 3,75E-03 4,33E-03 0,00E+00 -5,04E-08
12242 4,05E-03 4,68E-03 0,00E+00 4,81E-07
12259 4,22E-03 4,86E-03 0,00E+00 1,48E-06
12267 4,34E-03 4,92E-03 0,00E+00 3,18E-06
12282 4,16E-03 4,80E-03 0,00E+00 -7,60E-07
12291 4,06E-03 4,69E-03 0,00E+00 -3,04E-07
12303 3,95E-03 4,56E-03 0,00E+00 2,93E-08
12309 3,79E-03 4,38E-03 0,00E+00 2,52E-07
12499 1,84E-03 2,12E-03 0,00E+00 -9,69E-07
12510 4,23E-03 4,85E-03 0,00E+00 -2,01E-07
12511 4,41E-03 5,01E-03 0,00E+00 -4,44E-07
12517 3,48E-03 4,02E-03 0,00E+00 2,38E-07
12518 3,69E-03 4,26E-03 0,00E+00 2,09E-07
12520 2,97E-03 3,43E-03 0,00E+00 2,34E-07
12521 3,24E-03 3,74E-03 0,00E+00 3,03E-07
12522 2,71E-03 3,12E-03 0,00E+00 2,19E-07
12525 3,90E-03 4,49E-03 0,00E+00 9,99E-08
12526 4,05E-03 4,67E-03 0,00E+00 -2,07E-08
12536 3,92E-03 3,76E-03 -3,07E-04 1,14E-06
12537 5,16E-03 5,36E-03 0,00E+00 -2,96E-06
12539 4,68E-03 5,15E-03 0,00E+00 -2,35E-06
12541 4,43E-03 5,01E-03 0,00E+00 -1,71E-06
12542 4,36E-03 4,97E-03 0,00E+00 -1,09E-06
12547 1,93E-03 2,14E-03 0,00E+00 -5,39E-07
12548 2,11E-03 2,38E-03 0,00E+00 -2,08E-07
12549 1,87E-03 2,09E-03 0,00E+00 -8,91E-07
12550 2,43E-03 2,78E-03 0,00E+00 5,00E-08
12724 3,60E-03 4,16E-03 0,00E+00 4,05E-07
T
ensões Princi
p
ais
(
Pa
)
Resultados
58
O Quadro 8 com a análise estatística sumarizada nas variáveis de tensão
(Von Mises), tensões principais e deformações, comparando o modelo de hastes de
aço e titânio, considerando as regiões 1, 2 e 3.
Quadro 8 - Análise estatística sumarizada.
Estatística n
REGIÃO VARIÁVEL T Aço Titânio p-valor
σ
eq
0 52 52 3,54868E-10
σ
1
3 52 52 *
1
σ
3
0 52 52 3,54868E-10
ε XY (tração)
0 9 10 0,00768965
ε XY (compressão)
6 43 42 1,72478E-08
σ
eq
0 23 23 2,70888E-05
σ
1
3 23 23 *
2
σ
3
0 23 23 2,70888E-05
ε XY (tração)
105 22 22 0,485175133
ε XY (compressão)
105 1 1 *
σ
eq
0 60 60 1,65711E-11
σ
1
0 60 60 1,65711E-11
3
σ
3
0 60 60 *
ε XY (tração)
0 32 32 7,99285E-07
ε XY (compressão)
0 28 28 3,8044E-06
Considerado nível de significância de 5%. (p<0,05)
* indica que não há diferença entre os materiais, muitos valores próximos de zero (p valor muito alto)
Sumário da análise comparativa, com referência aos resultados significantes
estatisticamente:
Região 1:
- Tensão de Mises (
σ
eq
): Titânio maior que o aço (significativo).
- Tensão principal (
σ
1
): Titânio maior que o aço.
Resultados
59
- Tensão principal (σ
3
): Aço maior que o titânio (significativo).
- Deformação (ε) XY (tração): Titânio maior que o aço (significativo).
- Deformação (ε) XY (compressão): Aço maior que titânio (significativo).
Região 2:
-Tensão de Mises (σ
eq
): Titânio maior que o aço (significativo).
- Tensão principal (σ
1
): Aço maior que o titânio.
- Tensão principal (σ
3
): Aço maior que o titânio (significativo).
- Deformação (ε) XY (tração): Aço maior que o titânio.
- Deformação (ε) XY (compressão): Aço maior que titânio.
Região 3:
- Tensão de Mises (σ
eq
): Titânio maior que o aço (significativo).
- Tensão principal (σ
1
): Titânio maior que o aço (significativo).
- Tensão principal (
σ
3
): Aço maior que o titânio.
- Deformação (
ε) XY (tração): Titânio maior que o aço (significativo).
- Deformação (ε) XY (compressão): Aço maior que o titânio (significativo).
Discussão
60
5 - DISCUSSÃO
Discussão
61
A indicação do tratamento cirúrgico com hastes intramedulares flexíveis para as
fraturas pediátricas teve seu início, marcadamente, com os estudos de Ligier et al
(1983). Denominando-o de método de “osteossíntese elástica estável”, salientando
que a flexibilidade do sistema, aliado ao entrelaçamento das hastes, fornece uma
estabilidade relativa propiciando boa formação do calo ósseo. As hastes utilizadas
eram de aço inoxidável sendo, inclusive, utilizadas para vários ossos longos, tais
como: fêmur, úmero, rádio, ulna e tíbia.
As vantagens do tratamento cirúrgico sobre o tratamento incruento baseiam-se
nos benefícios do rápido retorno para escola e para o ambiente doméstico,
diminuindo o impacto negativo da hospitalização prolongada (Hughes et al, 1995).
Entretanto, a busca por um implante ideal para as fraturas pediátricas é nítida,
quando revisamos a literatura, passando pelos: fixadores externos, placas de
compressão e hastes intramedulares rígidas. Implantes estes, apresentando
complicações importantes e tendo, portanto, limitações para suas indicações
(Skaggs et al,1999; Buford, 1998).
As hastes intramedulares flexíveis de titânio são consideradas o “padrão ouro”
do tratamento cirúrgico para as fraturas do fêmur nas crianças (Flynn et al, 2001).
Todavia, na literatura encontramos, também, resultados satisfatórios com estes
implantes feitos de aço (Heinrich et al, 1994).
Todavia, complicações com estes implantes também foram relatadas e sua
aplicação em pacientes muito pesados (peso corporal acima de 60 Kg) é
Discussão
62
questionável, pela possível falta de estabilidade acarretando distúrbio da
consolidação (Luhmann et al, 2003).
O calo ósseo pós fratura do fêmur em crianças com tratamento pelas hastes
flexíveis é de melhor qualidade quando comparado, radiograficamente, ao advindo
do tratamento com fixador externo (Bar-on et al, 1997).
Provavelmente, isto ocorra em virtude do sistema de fixação das hastes flexíveis
criar um tutor interno transferindo micro mobilidade ao foco da fratura gerando um
calo ósseo adequado (Fynn et al, 2002).
Nas fraturas instáveis do fêmur (oblíqua longa e cominutiva) reside a grande
dúvida quanto a estabilidade das hastes intramedulares flexíveis, sendo que nestas,
a taxa de complicações quanto à consolidação é considerável (21%), de acordo com
Sink et al (2005).
A estabilidade das hastes flexíveis de titânio parece ser superior às hastes de
aço, segundo os resultados biomecânicos de Mahar et al (2004), em modelo de osso
artificial.
Estudos biomecânicos podem ajudar a melhor compressão da função destes
implantes ortopédicos, porém são ainda escassos, especialmente na área da
mecanobiologia.
Torna-se necessário o entendimento de alguns conceitos para poder trabalhar
Discussão
63
em estudos combinados como o proposto. A interação entre biologia e engenharia
pode parecer, num primeiro momento difícil, porém é necessária.
O osso, segundo Rodrigues (2003), é um tecido vivo que está continuamente em
ação e remodelamento. Comparando o seu comportamento mecânico, por exemplo,
ao do ferro fundido, um material inerte com mesmo nível de resistência à tração, o
osso é dez vezes mais flexível e três vezes mais leve.
Reconhecem-se dois componentes macro-estruturais: o osso cortical e o osso
trabecular. Ambos têm a mesma composição, porém possuem densidades
diferentes. O osso cortical constitui 80% do esqueleto, formando a parte externa de
diversos ossos e o corpo dos ossos longos. Possui porosidade considerada baixa
(≈10%), aproximadamente é rígido e suporta um valor razoável de tensão antes de
fraturar, quando submetido a um carregamento.
O osso trabecular representa 20% do esqueleto e é uma estrutura altamente
porosa (50-90%). É formado por numerosas e pequenas trabéculas (≈100µm de
espessura) interconectadas com um grande espaçamento entre elas, que tendem a
se orientar ao longo da direção da tensão principal em adaptação ao carregamento
externo, sendo capaz de suportar alongamentos e deformações antes de fraturar
quando submetido a um carregamento superior à sua resistência (Garcia et al,
2002).
A estrutura de ambos se modifica em resposta a estímulos mecânicos (cargas
aplicadas e imobilizações) e hormonais. No entanto, o osso trabecular, por ter uma
Discussão
64
alta taxa de atividade metabólica, geralmente responde a estímulos mais
rapidamente do que o osso cortical, com modificações em sua geometria externa e
estrutura interna como conseqüência às mudanças das constantes materiais.
As estruturas ósseas estão normalmente expostas a histórias de carga
extremamente complicadas e a sua influência acumulativa governa a biologia dos
tecidos e determina sua histomorfologia (Carter et al, 1998).
Uma das propriedades mecânicas mais relevantes na análise de estruturas
biomecânicas é a rigidez do material, o Módulo de Elasticidade ou de Young (E), em
materiais elásticos, tem a função de descrever a rigidez de um material. Quanto
maior o seu valor, mais rígido é o material. Observa-se na Figura 8, um esquema
que mostra de forma aproximada, o diagrama de tensões-deformações de alguns
dos materiais envolvidos na simulação quando submetidos à tração. A inclinação da
curva representa a rigidez do material (E). Assim, o aço inoxidável que possui um
módulo de elasticidade E=200x10
9
Pa (Pascal), tem uma curva menos inclinada do
que a liga de titânio, que possui um módulo de elasticidade E=105x10
9
Pa, e que o
osso cortical (E=13,7x10
9
Pa). Observa-se que a liga de titânio, por ser um material
menos rígido que o aço inoxidável, apresenta maior deformação para um mesmo
nível de carga, ou seja, apresenta maior deformabilidade. O osso cortical
(E=13,7x10
9
Pa) e o osso trabecular (E=7,3x10
9
Pa) apresentam rigidez bem menor
que o aço inoxidável e que a liga de titânio e possuem comportamento diferente
diante de força de tração e de compressão. Valores bem mais baixos do módulo de
elasticidade (E=1x10
6
Pa) são usados para representar a região adjacente à fratura.
Discussão
65
Outra propriedade importante a ser analisada é o valor da tensão última de
resistência à tração
ult
σ
+
e à compressão
ult
σ
−
. No gráfico da Figura 8, a tensão última
de resistência à tração
ult
σ
+
representa o patamar de escoamento, ou seja, valores
de tensão acima desses induzem a deformações permanentes. Isso indica que
tensões superiores a ele não são admissíveis para esse material.
Tensão x Deformação
0
100
200
300
400
500
600
700
800
0 0.005 0.01 0.015 0.02 0.025 0.03
Deformação (%)
Tensão (MPa)
Osso cortical Aço inoxidável Liga TAN
Fonte: CESEC, 2007.
Figura 8 – Esquema aproximado das curvas tensão-deformação de alguns dos
materiais envolvidos na simulação.
Quando o corpo em estudo está submetido a diversos tipos de solicitações
mecânicas, essas podem gerar esforços internos (tensões) e deformações. As
tensões representam forças por unidade de área [unidade: Pa=N/m
2
, usualmente
MPa=10
6
N/m
2
=N/mm
2
], enquanto as deformações representam as mudanças de
tamanho do corpo relativo ao tamanho original. Como as deformações nos ossos
são tipicamente muito pequenas, é comum o uso do termo micro-strain ou µ-strain
(10
-6
m/m).
Discussão
66
As tensões e deformações podem ser decompostas em duas parcelas: parcela
hidrostática e parcela desviadora ou octaédrica (Carter et al, 1998). Em um corpo
composto de um material elástico e isotrópico, as tensões hidrostáticas causam
apenas mudança de volume, enquanto as tensões desviadoras ou octaédricas
causam mudança de forma ou distorção. A Figura 9(a) mostra esquematicamente as
deformações causadas pelas tensões hidrostáticas de compressão e tração, onde a
forma do corpo original (antes da aplicação da carga) está representada pela linha
cheia, enquanto a forma alterada (após a aplicação da carga) está representada
pela linha tracejada. A Figura 9(b) apresenta um esquema onde se evidencia a
parcela desviadora ou octaédrica, ou ainda chamada de distorcional das
deformações.
Novamente, a forma do corpo original, antes da aplicação da carga, está
representada pela linha cheia, enquanto a deformação do objeto, após a aplicação
da carga, está representada pela linha tracejada. Nota-se, neste exemplo simples,
que a parcela hidrostática é responsável pela diminuição ou aumento do volume do
corpo (compressão e tração hidrostática, respectivamente) enquanto que a parcela
desviadora é responsável pela mudança de forma do corpo.
(a) (b)
Fonte: Carter et al, 1998.
Figura 9 – Esquema representando: (a) as deformações hidrostáticas de
compressão e tração e (b) as deformações desviadoras ou
octaédricas.
Discussão
67
Diferentes critérios de escoamento e fratura são propostos para os diferentes
materiais. Nos materiais dúcteis, como o aço inoxidável e a liga de titânio, a tensão
de cisalhamento (parcela desviadora ou octaédrica) desempenha o papel mais
importante para ocorrer o início do escoamento.
A fórmula de Von Mises é um critério isotrópico tradicionalmente usado para
predizer o escoamento de materiais dúcteis como os metais (Dowling, 1998).
Assume igual tensão de escoamento em tração ou compressão. Se idealizarmos os
metais como materiais elasto-idealmente plásticos, ou seja, materiais que tem a
capacidade de apresentar deformações permanentes quando submetidos a tensões
iguais ou superiores ao seu patamar de escoamento, a tensão de escoamento
coincide com a tensão última de resistência, ou seja, nos metais assume-se
ult ult Y
σ
σσ
+−
==
. A aplicação desse critério não é muito realista para o tecido ósseo,
onde
ult ult
σ
σ
+−
< . A tensão equivalente de Von Mises ou
eq
σ
, é calculada pela fórmula
()()()
222
23 31 12eq
σσσσσσσ
=−+−+−
(1)
onde
i
σ
são as tensões principais, onde i=1 ou 2 ou 3. O material plastifica quando
a tensão equivalente é igualada à tensão de escoamento do material. A tensão
equivalente é um valor sempre positivo e pode ser interpretada como um indicador
do quanto carregado está o material.
Apesar de ser um critério adequado para materiais dúcteis, que apresentam o
mesmo comportamento na tração e compressão, o critério de Von Mises tem sido
usado com freqüência para avaliar o quanto o material ósseo está carregado. Nesse
caso, a falha do material ocorre quando a tensão equivalente é igualada à tensão
Discussão
68
última de resistência. Como a tensão equivalente é sempre positiva não se tem
como detectar qual a região tracionada e qual a comprimida. Para uma avaliação
mais precisa do risco de fratura em ossos, outros critérios mais complexos devem
ser utilizados (Doblaré et al, 2004).
A cura de fratura é um tópico importante de pesquisa em biomecânica e seus
estudos iniciaram-se, segundo Huiskes (2000), com os trabalhos de Roux (1881) e
Wolff (1892). A capacidade adaptativa do tecido ósseo foi descrita por Wolff (1892),
quando o osso foi considerado uma estrutura capaz de adaptar-se a condições de
carregamento externo. Durante os últimos anos, muitas teorias e modelos de
simulação têm sido propostos para desenvolver uma visão compreensiva dos
mecanismos que controlam a morfogênese óssea tanto do ponto de vista
ontogenético como filogenético (Lacroix, Prendergast, 2002).
A maioria das teorias mecanostáticas aceitas na atualidade baseiam-se nos
conceitos de deformações (Frost, 1987, Frost, 2004), energia de deformação
(Huiskes, 2000), tensões e deformações hidrostáticas e desviadoras (Carter et al,
1998; Claes, Heigele, 1999; Lacroix, Prendergast, 2002).
Quando o tecido ósseo é exposto a solicitações mecânicas, as tensões podem
regular uma mudança no tipo do tecido, ou seja, a célula mesenquimal poderá se
modificar em diferentes tipos de células, formando um tipo de tecido ou outro. A este
fenômeno dá-se o nome de diferenciação celular. Diversos pesquisadores têm
comparado os resultados das diversas teorias de diferenciação óssea com
resultados de experimentos em animais e, ainda está longe de se chegar a uma
Discussão
69
definição de qual é a real teoria de mecanodiferenciação e mecanoregulação
(Isaksson et al, 2006).
Outros, como Charles-Harris et al (2005), assumem como válidas estas teorias e
as utilizam na busca do conhecimento das tensões e deformações em um calo de
fratura ou ao redor de um implante, bem como sua influência na diferenciação dos
tecidos que podem conduzir a uma compreensão melhor dos processos
mecanicamente controlados de diferenciação dos tecidos. Podendo, deste modo,
ajudar a melhorar não só o tratamento de fraturas, como também os projetos de
implantes e etc.
Segundo Frost (1989a), o tecido ósseo é um componente dinâmico formado por
células e rodeado por uma matriz extracelular. As células ósseas apresentam
diferentes morfologias segundo sua função e localização. Pode-se, dividir as células
ósseas em dois tipos: as que cobrem as células do tecido ósseo: osteoblastos e
osteoclastos, e outras que se encontram dentro da matriz mineralizada, os
osteócitos. A célula óssea responsável pela formação do osso é o osteoblasto sendo
que sua principal função é a síntese e a segregação do componente orgânico da
matriz óssea.
O osteoclasto é a célula que se encarrega da eliminação do osso. O sistema
hormonal e fatores de crescimento influem diretamente para desencadear
osteoclastos precursores que se encontram na medula ou na corrente sanguínea.
Quando são estimulados, os osteoclastos mononucleares precursores proliferam até
que consigam formar grandes osteoclastos multinucleados.
Discussão
70
Os osteoclastos eliminam tanto o componente orgânico como o inorgânico do
tecido ósseo, mediante um processo extremamente eficiente. Inicialmente ocorre a
diminuição do pH de, aproximadamente, um valor de sete até quatro, promovendo a
degradação da parte orgânica da matriz. Uma vez que um osteoclasto tenha
completado sua atividade de reabsorção, divide-se em células mononucleares que
podem ser reativadas para a formação de novos osteoclastos.
O principal papel do osteócito é a manutenção da vitalidade da matriz óssea
circundante. A matriz óssea apresenta uma grande durabilidade e estabilidade,
podendo permanecer praticamente inalterada e manter sua resistência durante anos
após o óbito.
Portanto, o conhecimento das tensões e deformações nas células de um tecido,
seja em um calo de fratura ou ao redor de um implante, e sua influência na
diferenciação dos tecidos, pode conduzir a uma compreensão melhor do processo
de diferenciação do tecido mecanicamente controlado podendo ajudar a melhorar os
tratamentos de fraturas, os projetos de implantes e etc. Nas fraturas, o
desenvolvimento do processo curativo está relacionado a estabilidade dos
fragmentos da fratura (micromobilidade), que por sua vez influencia as condições
mecânicas locais.
Nos modelos propostos, utilizamos o MEF bidimensional por tratar-se de uma
análise simplificada do ponto de vista da modelagem, configuração do desenho e
descrição do problema computacional a ser realizado, aliando-se ao fato de obter-se
uma curva de aprendizado.
Discussão
71
A construção de modelos tridimensionais pode fornecer, além das tensões e
deformações no plano frontal, análises de torção, contudo, demanda maior
desenvolvimento e experiência nesta linha de pesquisa (análise de estruturas
biomecânicas), exigindo maior capacidade e desempenho computacional, o qual não
estava disponível até então.
Foi escolhido para o modelo proposto o elemento triangular de 6 nós,
isoparamétrico, quadrático, com dois graus de liberdade (plane 2); triangular por
adaptar-se de maneira mais adequada a geometria irregular do modelo; de 6 nós
pois possibilita uma aferição das tensões com relativa precisão (máximo de nós
permitido no programa computacional); isoparamétrico por possuir o mesmo número
de nós no seu interior, para cálculo interno do programa; quadrático porque o
programa oferece equações que possibilitam a melhor adequação a forma do objeto
para análise; dois graus de liberdade por permitir que os nós desloquem-se apenas
no plano frontal.
Nosso modelo considerou a simulação da força axial, não levando em
consideração as forças musculares, tampouco a mobilidade articular, sendo que
estes fatores predispõem uma análise mais complexa com maior número de
variáveis, dificultando a simulação computacional, sem acrescentar considerações
importantes para o estudo.
As figuras 6 e 7 demonstram as imagens semelhantes obtidas pelo programa
computacional, denotando o mesmo posicionamento e quantidade de nós para os
dois tipos de hastes estudadas, propiciando deste modo, uma melhor comparação,
Discussão
72
variando, obviamente, o módulo de elasticidade de acordo com o material da haste.
De acordo com o conceito de adaptação mecânica do osso proposto por Frost
(1987), um estímulo mecânico pode provocar crescimento ou diminuição do tecido
ósseo, enquanto que a falta de estímulo pode levar à sua reabsorção. Segundo a
teoria mecanostática de Frost, que foi adotado neste trabalho, existem quatro
janelas estabelecidas segundo valores de deformação e relacionadas a um processo
de “adaptação mecânica” óssea, considerando um osso longo (Wiskott, Belser,
1999).
As quatro “zonas” ou “janelas” incluem regiões associadas à falta de estímulo
(0-200 µ-strain), à carga fisiológica (≈200-2500 µ-strain), à sobrecarga fisiológica
(≈2500-4000 µ-strain) e finalmente à sobrecarga patológica (4.000 e 25.000 µ-
strain). Estes valores devem ser entendidos apenas como valores de referência e
variam conforme a referência bibliográfica utilizada (Wiskott, Belser, 1999).
O potencial da aplicação de modelos numérico-computacionais no campo da
Ortopedia é reconhecido no meio científico, sendo que diversos estudos procuram
investigar a qualidade estrutural de componentes implantáveis disponíveis no
mercado ou ainda que busquem auxiliar o desenvolvimento de novos projetos
(Huiskes, Chao, 1983).
As pesquisas, na área computacional, são de fundamental importância por
reduzirem o número de protótipos, testes experimentais necessários e também o
tempo de desenvolvimento de novos projetos. Contribuindo assim, para a diminuição
Discussão
73
do custo do desenvolvimento de novas tecnologias e aperfeiçoamento das
existentes.
Muitas vezes, os resultados numéricos e os resultados biológicos não têm
correspondência direta, porém a confirmação indireta é possível se os modelos
computacionais produzirem as mesmas conclusões que as descobertas histológicas
ou clínicas (Lacroix, Prendergast, 2002).
O uso de um modelo bidimensional permitiu o entendimento da resposta
mecânica e, em especial, comparar o comportamento biomecânico da haste de
titânio com o da haste de aço inoxidável, nos modelos propostos.
A Figura 3(a) mostra as tensões equivalentes ou de Von Mises no modelo de
fêmur íntegro, composto apenas por material granular (osso). As Figuras 3(b) e 3(c)
mostram as tensões equivalentes ou de Von Mises nos modelos que contêm hastes
de aço inoxidável e de liga de titânio TAN (Ti6Al7Nb), respectivamente. Do ponto de
vista constitutivo, os modelos com hastes se diferenciam do modelo de fêmur
íntegro, pois possuem, além de material granular, hastes de material dúctil.
Apresentando, portanto, número de nós em maior quantidade.
Percebe-se que no modelo de fêmur íntegro, tensões maiores estão presentes
no osso cortical (regiões em amarelo), enquanto que nos modelos de fêmur com
simulação do traço de fratura e hastes posicionadas, as forças de compressão
passam a ser induzidas pelas hastes que, com sua maior rigidez frente à óssea,
servem de “tutoras” das cargas, “protegendo” o osso.
Discussão
74
O modelo com a haste de aço inoxidável apresentou maiores tensões
equivalentes do que o modelo com a haste de titânio, ou seja, o material mais rígido
(aço inoxidável) induz maiores tensões que o material menos rígido. Observa-se que
no modelo com osso intacto as tensões na diáfise ficam restritas no osso cortical ao
nível de 10x10
6
Pa ou 10MPa, enquanto no osso trabecular ficam restritas ao nível
de 3x10
6
Pa ou 3MPa, valores que podem ser considerados baixos, comparado-os
com os limites de ruptura por compressão dos ossos cortical e trabecular de 224
MPa e 80MPa, respectivamente, encontrados por Rodrigues (2003).
Nos modelos com as hastes, as tensões na diáfise, nos ossos cortical e
trabecular ficam bem mais reduzidas, não excedendo 3 MPa no osso cortical,
chegando a tomar valores nulos na região da fratura. Já na topografia das hastes, as
tensões equivalentes ou de Von Mises não excedem 50 MPa.
Na região da fratura, a tensão é absorvida pelas hastes, porém o fato da haste
de titânio ser menos rígida do que a haste de aço inoxidável induzirá micro
mobilidades desejáveis que contribuirão para a formação óssea.
Isto, de certa maneira, pode explicar a melhor qualidade de formação do calo
óssea observada, radiograficamente, quando da utilização das hastes
intramedulares flexíveis de titânio (Flynn et al, 2002).
Entretanto, em situações de instabilidade exagerada a mobilidade induzida pelas
hastes flexíveis pode predispor ao retardo de consolidação e/ou pseudartrose. Por
outro lado, rigidez excessiva do implante pode, da mesma maneira, levar à
Discussão
75
transtornos da consolidação.
Analisando, globalmente, o modelo com hastes de titânio apresentou resultados
desejáveis para uma estrutura biomecânica, pois a distribuição das tensões deu-se
de forma homogênea, ou seja, a concentração maior das tensões nas hastes de aço
é observada pela concentração da cor vermelha distribuída em uma extensão maior
nas mesmas, indicando “absorção” superior das tensões pelas hastes de aço (Fig.
3). Além de, neste modelo, com referência a teoria mecanostática de Frost (1987),
ter proporcionado uma melhor resposta quanto à formação óssea na região de
simulação da fratura.
Conclusões
76
6 - CONCLUSÕES
Conclusões
77
Nas simulações realizadas e respeitando os parâmetros e propriedades
mecânicas dos materiais utilizados, podemos concluir que:
1. O modelo proposto atinge os objetivos de comparar as tensões e
deformações entre as simulações das hastes de titânio e aço apresentando
resultados compatíveis com a fisiologia óssea, os quais geram análises
quantitativas e qualitativas que permitem comparar o efeito da introdução de
hastes intramedulares de diferentes materiais.
2. Analisando o caminho e distribuição das tensões no modelo (Von Mises e
tensões principais), considerando o fêmur total, observa-se qualitativamente
melhor comportamento biomecânico no modelo com hastes de titânio, todavia
na análise quantitativa, restrita às regiões 1, 2 e 3, os valores são
estatisticamente semelhantes.
3. No estudo das deformações, observa-se um comportamento biomecânico
mais homogêneo no modelo com hastes de titânio, pois as deformações
verificadas nas regiões 1, 2 e 3 apresentam-se dentro da janela fisiológicas de
hipertrofia, equilíbrio e equilíbrio, enquanto no modelo de hastes de aço;
equilíbrio, equilíbrio e atrofia, respectivamente.
Referências Bibliográficas
78
7 - REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS
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Resumo
87
RESUMO
Resumo
88
Soni JF. Análise comparativa em modelo computadorizado bidimensional com
simulação do emprego de hastes flexíveis de aço e titânio, na fratura do fêmur da
criança, utilizando o método dos elementos finitos. Tese de Doutorado. 2007.
Nas últimas duas décadas o tratamento das fraturas da diáfise do fêmur na
população pediátrica tem convergido para a opção cirúrgica, a despeito dos bons
resultados do tratamento clássico conservador. Os principais motivos para isto,
apoiados na rápida consolidação e recuperação funcional, retorno precoce a escola
e maior facilidade para os cuidados. A utilização de diversos métodos, tais como:
fixadores externos, placas de compressão e hastes intramedulares rígidas foram
reportadas, porém as complicações advindas destes tipos de implantes restringiram
suas indicações. As hastes flexíveis intramedulares assumiram papel importante no
manejo das fraturas femorais pediátricas e seu uso, em especial na faixa etária de 6
a 12 anos, com relatos crescentes na literatura. No entanto, estudos clínicos de
longo prazo são ainda necessários, especialmente para avaliação das complicações,
assim como ensaios biomecânicos sobre este método de tratamento. O objetivo
deste trabalho é apresentar os resultados de uma modelagem numérica bi-
dimensional utilizando o Método dos Elementos Finitos para simular o
comportamento biomecânico da estrutura óssea do fêmur de uma criança de 8 anos,
avaliando-se os efeitos da aplicação de força na região da cabeça do fêmur. Foram
utilizados três modelos diferentes, sendo que o primeiro deles considerou o osso
sem fratura (íntegro). Os outros dois modelos consideraram a simulação de uma
fratura transversal na região diafisária, com a espessura de 1 mm, cuja estabilização
foi simulada com o uso de hastes intramedulares de materiais diferentes (aço e
titânio). Os resultados mostraram que nos modelos estudados a introdução das
hastes intramedulares no fêmur alterou o caminho das tensões, servindo como
condutoras das forças compressivas. Na análise comparativa, o modelo com as
hastes de titânio, à luz da Teoria Mecanostática de Frost (1987), apresentou um
desempenho mais homogêneo quando do estudo das deformações e ralação ao
modelo com hastes de aço inoxidável.
Abstract
89
ABSTRACT
Abstract
90
Soni JF. Comparative analysis between steel and titanium flexible nails in a two-
dimensional computerized model of children femoral fracture with simulation applying
the finite elements method. Thesis, 2007.
The treatment of the diaphyseal femoral fractures in the pediatric population has
changed in the last two decades converging to the surgical option despite of the good
results of the classic conservative treatment. The reasons for that are: faster
functional recovery, early return to the school and easier homecare. Other options
like the external fixation, rigid medullary nail and the rigid plates have been reported,
however the complications arising from these methods have decreased their
applications. The flexible intramedullary nails have an increasing role in the
management of the pediatric population fractures, especially in the age group of 6 to
12 years, with many reports in the literature. Nevertheless, a better understanding of
the biomechanics of this method of treatment and long-term clinical studies are
necessary, especially for the evaluation of complications. The aim of this study is to
present the results of a two-dimensional numeric model using the finite element
method to simulate the biomechanics behavior of the femur bony structure of an 8
years old child, evaluating the effect of high energy on femur’s head. Three different
models were used; the first one was the bone without fracture, in normal conditions.
The two other models simulated the existence of a one-millimeter transversal
diaphyseal fracture, each model treated with one kind of intramedullary nail, steel or
titanium. The results showed that the introduction of flexible intramedullary nail in the
femur changed the tension way, acting as a conductor of the compressive forces. In
a comparative analyses, the titanium nail, had a more homogeneous performance
than the steel nail in the deformation study, presented to the light of Frost Theory.
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