INTRODUÇÃO
O tratamento pós-operatório das lesões dos tendões fle-xores dos dedos da mão pode ser realizado de três manei-ras: imobilização, mobilização precoce passiva e mobili-zação precoce ativa (1) . Potenza (2) , baseado em achados histológicos de cicatrização tendinosa no cão, concluiu que as aderências aos tecidos vizinhos na área de sutura do ten-dão seriam fundamentais para o processo de cicatrização e, dentro deste contexto, a imobilização articular no pós-operatório, como proposto por Bunnell e Boyer (3) , seria fundamental para a cura dos tendões reparados cirurgica-mente. Por outro lado, Lundborg e Rank (4) demonstraram, por meio de estudos em coelhos, que o tendão possui po-tencial intrínseco para cicatrizar, concluindo que as ade-rências aos tecidos vizinhos durante a cicatrização não se-riam necessárias para a cura da lesão tendinosa.
Os estudos experimentais e clínicos de Becker (5) e o es-tudo experimental de Gelberman et al (6) demonstraram que a cicatrização tendinosa sob movimentação apresenta me-lhor qualidade do que quando sob imobilização. A conse-qüência desses estudos foi reforçar a tendência dos proto-colos de pós-operatório que envolvessem algum tipo de mobilização precoce, que, por sua vez, aumentou a necesidade de estudos objeti-vando melhoria de técnicas e materiais de sutura tendi-nosa, com a intenção de elevar a resistência dos re-paros cirúrgicos dos tendões.
O objetivo do presente estudo foi avaliar biomeca-nicamente a resistência à tração e a rigidez (módulo de elasticidade) das suturas tendinosas executadas com três tipos diferentes de fios cirúrgicos.
Os estudos experimentais e clínicos de Becker (5) e o es-tudo experimental de Gelberman et al (6) demonstraram que a cicatrização tendinosa sob movimentação apresenta me-lhor qualidade do que quando sob imobilização. A conse-qüência desses estudos foi reforçar a tendência dos proto-colos de pós-operatório que envolvessem algum tipo de mobilização precoce, que, por sua vez, aumentou a necesidade de estudos objeti-vando melhoria de técnicas e materiais de sutura tendi-nosa, com a intenção de elevar a resistência dos re-paros cirúrgicos dos tendões.
O objetivo do presente estudo foi avaliar biomeca-nicamente a resistência à tração e a rigidez (módulo de elasticidade) das suturas tendinosas executadas com três tipos diferentes de fios cirúrgicos.
MATERIAIS E MÉTODOS
Foram utilizados 18 cães, sem raça definida, 13 ma-chos e cinco fêmeas, com peso médio de 13,6kg, pro-venientes de outros proce-dimentos realizados no La-boratório de Técnica Cirúrgica e Cirurgia Expe-rimental da FMB-Unesp. Após o sacrifício, os ani-mais tiveram os membros anteriores dissecados para obtenção do tendão flexor profundo do terceiro dedo.
As peças anatômicas foram obtidas após secção proximal na transição corpo muscular-tendão e desinserção óssea na falange distal. Após a obtenção, as peças anatômicas fo-ram identificadas e colocadas em saco plástico, retirado o excesso de ar e armazenadas em congelador doméstico por período que variou de um a três dias até a realização do ensaio mecânico.
No dia da realização dos ensaios, as peças foram des-congeladas em temperatura ambiente, durante aproxima-damente quatro horas, permanecendo envoltas em compres-sas embebidas em solução fisiológica. Após o descongelamento, as peças anatômicas do lado direito foram seccionadas no ponto médio com bisturi de lâmina n o 15 e os cotos resultantes foram suturados com
fio Mononylon ? 4-0, Prolene ? 4-0 ou Ethibond ? 4-0, conforme distribuição por sorteio nos grupos experimentais. Os corpos de prova do lado esquerdo foram mantidos ínte-gros e utilizados como controle pareado (figuras 1 e 2).
A técnica utilizada para a sutura foi a de Kessler modifi-cada por Mason e Allen (7) (com número de três nós), refor-çada com sutura contínua do epitendão com fio Monony-lon 6-0 em todas as peças (figura 3). O procedimento foi realizado sempre pelo mesmo experimentador, previamente treinado em estudo piloto.
Na seqüência procedeu-se ao ensaio mecânico. Para tan-to, as extremidades dos corpos de prova foram fixadas a garras especialmente desenvolvidas, padronizando-se a distância útil entre garras em 40mm, e montadas axialmente na máquina universal de ensaios mecânicos EMIC ? (figuras 4 e 5).
Após a fixação foi obtido o perímetro do corpo de pro-va, no ponto médio, que foi utilizado para o cálculo da área de secção. Foi utilizada célula de carga de 5.000N e velocidade de aplicação de carga de 40mm/min. Os parâmetros avaliados foram carga máxima (N) , alon-gamento relativo na carga máxima (%) e módulo de elasti-cidade (MPa ).
O estudo das variáveis segundo tipo de fio utilizado e lado (direito - sutura; esquerdo - controle) foi realizado pela técnica de análise de variância dos pontos médios com-plementado com os intervalos de confiança simultâneos (análise de medidas repetidas). Todas as discussões foram realizadas no nível de 5% de significância (8).
As peças anatômicas foram obtidas após secção proximal na transição corpo muscular-tendão e desinserção óssea na falange distal. Após a obtenção, as peças anatômicas fo-ram identificadas e colocadas em saco plástico, retirado o excesso de ar e armazenadas em congelador doméstico por período que variou de um a três dias até a realização do ensaio mecânico.
No dia da realização dos ensaios, as peças foram des-congeladas em temperatura ambiente, durante aproxima-damente quatro horas, permanecendo envoltas em compres-sas embebidas em solução fisiológica. Após o descongelamento, as peças anatômicas do lado direito foram seccionadas no ponto médio com bisturi de lâmina n o 15 e os cotos resultantes foram suturados com
fio Mononylon ? 4-0, Prolene ? 4-0 ou Ethibond ? 4-0, conforme distribuição por sorteio nos grupos experimentais. Os corpos de prova do lado esquerdo foram mantidos ínte-gros e utilizados como controle pareado (figuras 1 e 2).
A técnica utilizada para a sutura foi a de Kessler modifi-cada por Mason e Allen (7) (com número de três nós), refor-çada com sutura contínua do epitendão com fio Monony-lon 6-0 em todas as peças (figura 3). O procedimento foi realizado sempre pelo mesmo experimentador, previamente treinado em estudo piloto.
Na seqüência procedeu-se ao ensaio mecânico. Para tan-to, as extremidades dos corpos de prova foram fixadas a garras especialmente desenvolvidas, padronizando-se a distância útil entre garras em 40mm, e montadas axialmente na máquina universal de ensaios mecânicos EMIC ? (figuras 4 e 5).
Após a fixação foi obtido o perímetro do corpo de pro-va, no ponto médio, que foi utilizado para o cálculo da área de secção. Foi utilizada célula de carga de 5.000N e velocidade de aplicação de carga de 40mm/min. Os parâmetros avaliados foram carga máxima (N) , alon-gamento relativo na carga máxima (%) e módulo de elasti-cidade (MPa ).
O estudo das variáveis segundo tipo de fio utilizado e lado (direito - sutura; esquerdo - controle) foi realizado pela técnica de análise de variância dos pontos médios com-plementado com os intervalos de confiança simultâneos (análise de medidas repetidas). Todas as discussões foram realizadas no nível de 5% de significância (8).
Fig. 1 - Aspecto das peças anatômicas (lado direito - íntegro e lado esquerdo - seccionado)
Fig. 2 - Aspecto das peças anatômicas após sutura (lado esquer-do)
Fig. 3 - Esquema da técnica de sutura de Kessler modificada por Mason e Allen
(A) , complementada por sutura com ponto contí-nuo no epitendão (B)
(A) , complementada por sutura com ponto contí-nuo no epitendão (B)
Fig. 4 - Corpo de prova do lado esquerdo (suturado) fixado às
garras antes do ensaio mecânico (A) e após o ensaio (B)
garras antes do ensaio mecânico (A) e após o ensaio (B)
Fig. 5 - Aspecto da máquina universal de ensaios mecânicos com
as garras e corpo de prova montados axialmente
as garras e corpo de prova montados axialmente
RESULTADOS
As tabelas 1, 2 e 3 apresentam os resultados (média e desvio padrão) nos três grupos estudados ( GI - Monony-lon , GII - Prolene e GIII - Ethibond ) em ambos os lados (direito - sutura e esquerdo - controle), estatística calcula-da e comentários.
Os gráficos 1, 2 e 3 ilustram os resultados apresentados nas tabelas 1, 2 e 3. O gráf ico 4 apresenta o diagrama ten-são-alongamento nos grupos suturados.
Observou-se em todos os ensaios mecânicos realizados a ruptura na área de sutura, sem rompimento nas garras ou laceração dos tendões.
Os gráficos 1, 2 e 3 ilustram os resultados apresentados nas tabelas 1, 2 e 3. O gráf ico 4 apresenta o diagrama ten-são-alongamento nos grupos suturados.
Observou-se em todos os ensaios mecânicos realizados a ruptura na área de sutura, sem rompimento nas garras ou laceração dos tendões.
Tabela 1 - Carga máxima (N): média e desvio padrão dos três grupos em ambos
os lados (suturado e controle), estatística calculada e comentários
os lados (suturado e controle), estatística calculada e comentários
Tabela 2 -Alongamento relativo na carga máxima (%): média e desvio padrão dos três
grupos em ambos os lados (suturado e controle), estatística calculada e comentários
grupos em ambos os lados (suturado e controle), estatística calculada e comentários
Tabela 3 - Módulo de elasticidade (MPa): média e desvio padrão dos três grupos em
ambos os lados (suturado e controle), estatística calculada e comentários
ambos os lados (suturado e controle), estatística calculada e comentários
Gráfico 1 - Carga máxima: média e desvio padrão dos três grupos
estudados em ambos os lados (suturado e controle).
estudados em ambos os lados (suturado e controle).
Gráfico 2 - Alongamento relativo na carga máxima: média e des-vio padrão
dos três grupos estudados em ambos os lados (suturado e controle).
dos três grupos estudados em ambos os lados (suturado e controle).
Gráfico 3 - Módulo de elasticidade: média e desvio padrão dos
três grupos estudados em ambos os lados (suturado e controle).
três grupos estudados em ambos os lados (suturado e controle).
Gráfico 4 - Diagrama tensão-alongamento dos três
grupos experimentais do lado direito (suturado)
grupos experimentais do lado direito (suturado)
DISCUSSÃO
As características relevantes do fio cirúrgico na sutura de tecido biológico são: a reação tecidual, que deve ser mínima, e a resistência adequada às forças de tração que ocorrem durante a cicatrização. O presente estudo é limi-tado ao aspecto da resistência à tração da fase imediata à sutura tendinosa.
A resistência imediata da sutura depende da técnica ci-rúrgica, ou seja, do tipo de ponto realizado e do material de sutura, isto é, do tipo de fio utilizado (9) . Ao padronizar o ponto de Kessler-Mason-Allen (7) com sutura do epitendão utilizando-se náilon 6-0, a variante tes-tada em todos os grupos experimentais foi o tipo de fio cirúrgico.
A escolha do ponto de Kessler-Mason-Allen (7) com o reforço do epitendão foi baseada no amplo uso na prática cirúrgica, assim como os fios testados ( Mononylon, Prole-ne e Ethibond ) também são amplamente utilizados na su-tura de tendões flexores.
A escolha do tendão do cão demonstrou-se adequada devido à semelhança com os tendões flexores de huma-nos (2,6) , embora outros autores tenham conduzido experi-mentos semelhantes utilizando tendões de coelhos (10,11) ou mesmo material de cadáveres humanos (12,13).
Os ensaios mecânicos foram realizados com a utilização de garras especialmente desenvolvidas para a fixação de tendões. Estas garras foram utilizadas em outros experi-mentos semelhantes (12)
e demonstraram-se confiáveis, não tendo sido identificadas rupturas no interior das garras, jun-to às mesmas ou escorregamento, o que garantiu confiança em relação aos resultados obtidos. Essas garras são produ-zidas em aço inoxidável, com o desenho sinusoidal (sem ângulos retos), de maneira a não haver encaixe total entre as duas partes, o que poderia causar lesão nos corpos de prova.
A velocidade utilizada de 40mm/min é classificada como média e os resultados obtidos devem ser considerados para essa velocidade; sabe-se que o aumento da velocidade pode causar, paralelamente, incremento dos valores de certas propriedades mecânicas (14).
Os parâmetros escolhidos foram a carga máxima (N), definida como a maior carga suportada pelo corpo de prova antes da ruptura completa. Foi também fornecido pelo programa da máquina de ensaio o alongamento relativo (%), que significa a percentagem em relação ao comprimento inicial (padronizado em 40mm em todos corpos de prova), de alongamento no instante da ruptura, além do módulo de elasticidade.
A carga máxima é propriedade estrutural e o alongamento relativo é propriedade material, assim como o módulo de elasticidade (MPa ). Este módulo foi fornecido pelo progra-ma do equipamento a partir do conhecimento prévio da área de secção do corpo de prova, calculada na presente investigação, a partir da medida do perímetro. Define-se, em mecânica, o módulo de elasticidade como resultado da tensão convencional (carga dividida pela área) dividido pelo alongamento num ponto qualquer do trecho elástico do diagrama tensão-alongamento relativo; é a variável que melhor expressa a rigidez de um corpo de prova submetido a ensaio de tração axial.
A análise estatística efetuada nos resultados obtidos nas propriedades mecânicas mostrou que na carga máxima não houve diferença no comportamento dos três grupos; em-bora os valores obtidos no grupo I (Mononylon) tenham sido discretamente superiores, essa diferença não foi sig-nificativa; foi significativa, entretanto, a diferença entre o lado suturado e o respectivo controle pareado nos três gru-pos. Portanto, o comportamento entre os três grupos foi semelhante, não sendo possível afirmar, pela análise isola-da desse parâmetro, que um determinado fio seja superior
a outro.
Trail et al , em 1989 (15) , analisaram o comportamento mecânico de diversos tipos de fios de sutura em ensaios com os mesmos íntegros ou com nós; supôs-se que conhe-cer o desempenho de um fio íntegro não é suficiente, é preciso também investigar o comportamento com o nó, além do número de nós necessário para que não haja escorrega-mento. Nesse trabalho, os autores encontraram para o fio íntegro 12,23 ± 0,87N ( Mononylon), 13,76 ± 2,22N ( Pro-lene ) e 19,16 ± 1,09N ( Ethibond ), valores que são discre-tamente inferiores aos do presente estudo; os mesmos fios,
com nós, apresentaram 8,65 ± 1,10N ( Mononylon), 11,24 ± 0,90N ( Prolene) e 10,32 ± 1,80N ( Ethibond ), resultados inferiores aos obtidos com o fio íntegro, o que parece de-monstrar que a presença do nó diminui a resistência do conjunto, mesmo que não haja escorregamento. Os resul-tados do presente trabalho foram semelhantes, ressaltan-do-se que aqui foi testado o fio com nó comum a técnica de sutura em corpo de prova biológico.
Becker e Davidoff (16) , em 1977, em estudo semelhante, encontraram 10,32 ± 1,80N para o Ethibond , que é aproxi-madamente 50% do valor da presente investigação.
Ketchum et al (9) , em 1977, estudaram, em tendões de cães, vários fios e encontraram aproximadamente 26N ( Mo-nonylon), 30N (Prolene) e 32N ( Ethibond ), valores pouco superiores aos nossos, porém com técnicas diferentes de amarração.
Nota-se, portanto, que a comparação direta de resulta-dos é difícil porque cada trabalho apresenta particularida-des metodológicas, mas, com exceção de Becker e Davi-doff (16) , os outros dados da literatura são semelhantes.
Com relação ao alongamento relativo, a análise estatís-tica mostrou que o Mononylon tem comportamento dife-rente do do Prolene e do Ethibond , caracterizado por maior capacidade de alongamento até ruptura. O grupo suturado com Mononylon quando comparado com o controle parea-do também apresentou comportamento diferente de ma-neira significativa, ou seja, o lado suturado apresentou com-portamento "menos fisiológico" em relação ao tendão íntegro. Esse resultado aponta para a ocorrência de gap entre os cotos suturados antes do ponto de ruptura, o que poderia significar in vivo prejuízo para o processo de repa-ração ou, em outras palavras, a sutura com esse fio poderia não ser rígida o suficiente para permitir carga precoce.
Já o comportamento do Prolene e do Ethibond foi seme-lhante, tanto quando comparados entre si como na compa-ração contra o controle íntegro e, dessa maneira, a prefe-rência por esses fios talvez pudesse ser justificada quando se pretenda a utilização de movimentação no pós-operató-rio imediato.
Trail et al (15) também analisaram o alongamento de di-ferentes fios íntegros e obtiveram na ruptura: 60,30 ± 17,16mm (Mononylon), 72,24 ± 20,59mm (Prolene) e 33,00 ± 10,43mm (Ethibond ). Observa-se que, com o fio íntegro, Mononylon e Prolene apresentam comportamento seme-lhante e alongaram-se mais até a ruptura que o Ethibond , resultado que é diferente do da presente investigação, em que os fios foram testados com nós. De qualquer maneira percebe-se que o Ethibond , com ou sem nó, alongou-se menos que os outros fios, o que pode ser útil em relação à
possível prevenção de formação de gap durante movimen-tação precoce.
Não encontramos nenhum trabalho que tenha investiga-do o módulo de elasticidade e, portanto, não há dados para comparação. Parece justificável o estudo do módulo, que é propriedade material e pode estimar de maneira mais exata a rigidez do corpo de prova. O resultado mostrou seme-lhança de comportamento entre os três grupos, ou seja, to-dos os fios com a técnica de sutura utilizada apresentaram rigidez semelhante e todos são igualmente inferiores (me-nos que 10%) do comportamento do controle, o que pode significar cautela em relação à proposta de movimentação imediata.
Resta ainda comentar como o Mononylon apresenta com-portamento mais "elástico", se este possui módulo de elas-ticidade (indicador da rigidez) semelhante ao dos outros fios. A explicação pode estar no fato de o alongamento maior observado no grupo Mononylon ter ocorrido predo-minantemente já próximo à carga de ruptura e não de ma-neira uniforme ao longo do ensaio, mas para corroborar esta afirmação seria necessária a análise detalhada do dia-grama carga-deformação, que não foi objetivo deste estudo.
A resistência imediata da sutura depende da técnica ci-rúrgica, ou seja, do tipo de ponto realizado e do material de sutura, isto é, do tipo de fio utilizado (9) . Ao padronizar o ponto de Kessler-Mason-Allen (7) com sutura do epitendão utilizando-se náilon 6-0, a variante tes-tada em todos os grupos experimentais foi o tipo de fio cirúrgico.
A escolha do ponto de Kessler-Mason-Allen (7) com o reforço do epitendão foi baseada no amplo uso na prática cirúrgica, assim como os fios testados ( Mononylon, Prole-ne e Ethibond ) também são amplamente utilizados na su-tura de tendões flexores.
A escolha do tendão do cão demonstrou-se adequada devido à semelhança com os tendões flexores de huma-nos (2,6) , embora outros autores tenham conduzido experi-mentos semelhantes utilizando tendões de coelhos (10,11) ou mesmo material de cadáveres humanos (12,13).
Os ensaios mecânicos foram realizados com a utilização de garras especialmente desenvolvidas para a fixação de tendões. Estas garras foram utilizadas em outros experi-mentos semelhantes (12)
e demonstraram-se confiáveis, não tendo sido identificadas rupturas no interior das garras, jun-to às mesmas ou escorregamento, o que garantiu confiança em relação aos resultados obtidos. Essas garras são produ-zidas em aço inoxidável, com o desenho sinusoidal (sem ângulos retos), de maneira a não haver encaixe total entre as duas partes, o que poderia causar lesão nos corpos de prova.
A velocidade utilizada de 40mm/min é classificada como média e os resultados obtidos devem ser considerados para essa velocidade; sabe-se que o aumento da velocidade pode causar, paralelamente, incremento dos valores de certas propriedades mecânicas (14).
Os parâmetros escolhidos foram a carga máxima (N), definida como a maior carga suportada pelo corpo de prova antes da ruptura completa. Foi também fornecido pelo programa da máquina de ensaio o alongamento relativo (%), que significa a percentagem em relação ao comprimento inicial (padronizado em 40mm em todos corpos de prova), de alongamento no instante da ruptura, além do módulo de elasticidade.
A carga máxima é propriedade estrutural e o alongamento relativo é propriedade material, assim como o módulo de elasticidade (MPa ). Este módulo foi fornecido pelo progra-ma do equipamento a partir do conhecimento prévio da área de secção do corpo de prova, calculada na presente investigação, a partir da medida do perímetro. Define-se, em mecânica, o módulo de elasticidade como resultado da tensão convencional (carga dividida pela área) dividido pelo alongamento num ponto qualquer do trecho elástico do diagrama tensão-alongamento relativo; é a variável que melhor expressa a rigidez de um corpo de prova submetido a ensaio de tração axial.
A análise estatística efetuada nos resultados obtidos nas propriedades mecânicas mostrou que na carga máxima não houve diferença no comportamento dos três grupos; em-bora os valores obtidos no grupo I (Mononylon) tenham sido discretamente superiores, essa diferença não foi sig-nificativa; foi significativa, entretanto, a diferença entre o lado suturado e o respectivo controle pareado nos três gru-pos. Portanto, o comportamento entre os três grupos foi semelhante, não sendo possível afirmar, pela análise isola-da desse parâmetro, que um determinado fio seja superior
a outro.
Trail et al , em 1989 (15) , analisaram o comportamento mecânico de diversos tipos de fios de sutura em ensaios com os mesmos íntegros ou com nós; supôs-se que conhe-cer o desempenho de um fio íntegro não é suficiente, é preciso também investigar o comportamento com o nó, além do número de nós necessário para que não haja escorrega-mento. Nesse trabalho, os autores encontraram para o fio íntegro 12,23 ± 0,87N ( Mononylon), 13,76 ± 2,22N ( Pro-lene ) e 19,16 ± 1,09N ( Ethibond ), valores que são discre-tamente inferiores aos do presente estudo; os mesmos fios,
com nós, apresentaram 8,65 ± 1,10N ( Mononylon), 11,24 ± 0,90N ( Prolene) e 10,32 ± 1,80N ( Ethibond ), resultados inferiores aos obtidos com o fio íntegro, o que parece de-monstrar que a presença do nó diminui a resistência do conjunto, mesmo que não haja escorregamento. Os resul-tados do presente trabalho foram semelhantes, ressaltan-do-se que aqui foi testado o fio com nó comum a técnica de sutura em corpo de prova biológico.
Becker e Davidoff (16) , em 1977, em estudo semelhante, encontraram 10,32 ± 1,80N para o Ethibond , que é aproxi-madamente 50% do valor da presente investigação.
Ketchum et al (9) , em 1977, estudaram, em tendões de cães, vários fios e encontraram aproximadamente 26N ( Mo-nonylon), 30N (Prolene) e 32N ( Ethibond ), valores pouco superiores aos nossos, porém com técnicas diferentes de amarração.
Nota-se, portanto, que a comparação direta de resulta-dos é difícil porque cada trabalho apresenta particularida-des metodológicas, mas, com exceção de Becker e Davi-doff (16) , os outros dados da literatura são semelhantes.
Com relação ao alongamento relativo, a análise estatís-tica mostrou que o Mononylon tem comportamento dife-rente do do Prolene e do Ethibond , caracterizado por maior capacidade de alongamento até ruptura. O grupo suturado com Mononylon quando comparado com o controle parea-do também apresentou comportamento diferente de ma-neira significativa, ou seja, o lado suturado apresentou com-portamento "menos fisiológico" em relação ao tendão íntegro. Esse resultado aponta para a ocorrência de gap entre os cotos suturados antes do ponto de ruptura, o que poderia significar in vivo prejuízo para o processo de repa-ração ou, em outras palavras, a sutura com esse fio poderia não ser rígida o suficiente para permitir carga precoce.
Já o comportamento do Prolene e do Ethibond foi seme-lhante, tanto quando comparados entre si como na compa-ração contra o controle íntegro e, dessa maneira, a prefe-rência por esses fios talvez pudesse ser justificada quando se pretenda a utilização de movimentação no pós-operató-rio imediato.
Trail et al (15) também analisaram o alongamento de di-ferentes fios íntegros e obtiveram na ruptura: 60,30 ± 17,16mm (Mononylon), 72,24 ± 20,59mm (Prolene) e 33,00 ± 10,43mm (Ethibond ). Observa-se que, com o fio íntegro, Mononylon e Prolene apresentam comportamento seme-lhante e alongaram-se mais até a ruptura que o Ethibond , resultado que é diferente do da presente investigação, em que os fios foram testados com nós. De qualquer maneira percebe-se que o Ethibond , com ou sem nó, alongou-se menos que os outros fios, o que pode ser útil em relação à
possível prevenção de formação de gap durante movimen-tação precoce.
Não encontramos nenhum trabalho que tenha investiga-do o módulo de elasticidade e, portanto, não há dados para comparação. Parece justificável o estudo do módulo, que é propriedade material e pode estimar de maneira mais exata a rigidez do corpo de prova. O resultado mostrou seme-lhança de comportamento entre os três grupos, ou seja, to-dos os fios com a técnica de sutura utilizada apresentaram rigidez semelhante e todos são igualmente inferiores (me-nos que 10%) do comportamento do controle, o que pode significar cautela em relação à proposta de movimentação imediata.
Resta ainda comentar como o Mononylon apresenta com-portamento mais "elástico", se este possui módulo de elas-ticidade (indicador da rigidez) semelhante ao dos outros fios. A explicação pode estar no fato de o alongamento maior observado no grupo Mononylon ter ocorrido predo-minantemente já próximo à carga de ruptura e não de ma-neira uniforme ao longo do ensaio, mas para corroborar esta afirmação seria necessária a análise detalhada do dia-grama carga-deformação, que não foi objetivo deste estudo.
CONCLUSÕES
Nas condições deste experimento, e no cão, a resistên-cia à tração e a rigidez (módulo de elasticidade) de todos os fios usados com o mesmo tipo de sutura foram seme-lhantes. O Mononylon teve alongamento relativo na carga máxima maior do que o Prolene e o Ethibond , sugerindo formação de gap com este fio.
REFERÊNCIAS
1. Stewart K.M., Strien G.: "Postoperative management of flexor tendon injuries" in: Rehabilitation of the hand: surgery and therapy. St. Louis, Mosby, 433-462, 1995.
2. Potenza A.D.: Tendon healing within the flexor digital sheath in the dog. J Bone Joint Surg [Am] 44: 49-64, 1962.
3. Bunnell S., Boyer J.H.: Cirurgia de la Mano. Buenos Aires, Intermedi-ca, 400-476, 1967.
4. Lundborg G., Rank F.: Experimental intrinsic healing of flexor tendon based upon synovial fluid nutrition. J Hand Surg 3: 21-31, 1978.
5. Becker H.: Primary repair of flexor tendons in the hand without immo-bilization - Preliminary report. Hand 10: 37-47, 1978.
6. Gelberman R.H., Amifl D., Goncalves M., Akeson W.H.: The influence of protected passive mobilization on the healing of flexor tendons - A biochemical and microangiographic stud y. Hand 13: 120-128, 1981.
7. Sobania L.C., Santos P.S.: "Lesões dos tendões flexores" in Traumatis-mos da mão - Pardini. Rio de Janeiro, Medsi, 317-350, 2000.
8. Wichern D.W., Johnson R.A.: Applied multivariate statistical analysis. New Jersey, Prentice Hall, p. 642, 1992. necessary a more detailed analysis of the stress-strain dia-gram, which was not the aim of this study. CONCLUSIONS Under such experimental conditions, the resistance to traction and rigidity (elasticity modulus) of all sutures employed with the same kind of stitches were similar. Mononylon had a higher relative elongation at maximum load than Prolene or Ethibond, suggesting the formation of a gap.
9. Ketchum L.D., Martin N.I., Kappel D.A.: Experimental evaluation of the factors affecting the strength of tendon repairs. Plast Reconstr Surg 59: 708-719, 1977.
10. Cowan R.J., Courtemanche A.D.: An experimental study of tendon su-turing techniques. Can J Surg 2: 373-380, 1959.
11. O'Broin E.S., Earley M.J., Smyth H., Hooper A.C.B.: Absorbable su-tures in tendon repair. J Hand Surg [Br] 20: 505-508, 1995.
12. Gordon L., Tolar M., Venkateswara Rao K.T., Ritchie R.O., Rabinowitz S., Lamb R.P.: Flexor tendon repair using a stainless steel internal an-chor - Biomechanical study on human cadaver tendons. J Hand Surg [Br] 23: 37-40, 1998.
13. Trail I.A., Powel E.S., Noble J.: The mechanical strength of various su-ture techniques. J Hand Surg [Br] 17: 89-91, 1992.
14. Smith B.A., Livesay G.A., Woo S.L.Y.: Biology and biomechanics of the anterior cruciate ligament. Clin Sports Med 12: 637-670, 1993.
15. Trail I.A., Powel E.S., Noble J.: An evaluation of suture materials used in tendon surgery. J Hand Surg [Br] 14: 422-427, 1989.
16. Becker H., Davidoff M.R.: The physical properties of suture materials as related to knot holding. S Afr J Surg 15: 105-113, 1977.
2. Potenza A.D.: Tendon healing within the flexor digital sheath in the dog. J Bone Joint Surg [Am] 44: 49-64, 1962.
3. Bunnell S., Boyer J.H.: Cirurgia de la Mano. Buenos Aires, Intermedi-ca, 400-476, 1967.
4. Lundborg G., Rank F.: Experimental intrinsic healing of flexor tendon based upon synovial fluid nutrition. J Hand Surg 3: 21-31, 1978.
5. Becker H.: Primary repair of flexor tendons in the hand without immo-bilization - Preliminary report. Hand 10: 37-47, 1978.
6. Gelberman R.H., Amifl D., Goncalves M., Akeson W.H.: The influence of protected passive mobilization on the healing of flexor tendons - A biochemical and microangiographic stud y. Hand 13: 120-128, 1981.
7. Sobania L.C., Santos P.S.: "Lesões dos tendões flexores" in Traumatis-mos da mão - Pardini. Rio de Janeiro, Medsi, 317-350, 2000.
8. Wichern D.W., Johnson R.A.: Applied multivariate statistical analysis. New Jersey, Prentice Hall, p. 642, 1992. necessary a more detailed analysis of the stress-strain dia-gram, which was not the aim of this study. CONCLUSIONS Under such experimental conditions, the resistance to traction and rigidity (elasticity modulus) of all sutures employed with the same kind of stitches were similar. Mononylon had a higher relative elongation at maximum load than Prolene or Ethibond, suggesting the formation of a gap.
9. Ketchum L.D., Martin N.I., Kappel D.A.: Experimental evaluation of the factors affecting the strength of tendon repairs. Plast Reconstr Surg 59: 708-719, 1977.
10. Cowan R.J., Courtemanche A.D.: An experimental study of tendon su-turing techniques. Can J Surg 2: 373-380, 1959.
11. O'Broin E.S., Earley M.J., Smyth H., Hooper A.C.B.: Absorbable su-tures in tendon repair. J Hand Surg [Br] 20: 505-508, 1995.
12. Gordon L., Tolar M., Venkateswara Rao K.T., Ritchie R.O., Rabinowitz S., Lamb R.P.: Flexor tendon repair using a stainless steel internal an-chor - Biomechanical study on human cadaver tendons. J Hand Surg [Br] 23: 37-40, 1998.
13. Trail I.A., Powel E.S., Noble J.: The mechanical strength of various su-ture techniques. J Hand Surg [Br] 17: 89-91, 1992.
14. Smith B.A., Livesay G.A., Woo S.L.Y.: Biology and biomechanics of the anterior cruciate ligament. Clin Sports Med 12: 637-670, 1993.
15. Trail I.A., Powel E.S., Noble J.: An evaluation of suture materials used in tendon surgery. J Hand Surg [Br] 14: 422-427, 1989.
16. Becker H., Davidoff M.R.: The physical properties of suture materials as related to knot holding. S Afr J Surg 15: 105-113, 1977.
