Contribuição ao estudo mecânico do fixador externo tubular AO*

Define-se por fixador externo um grupo de aparelhos, geralmente metálicos, que permite manter a rigidez ou estabilidade da estrutura óssea, com a qual se põe em contato através de fios ou pinos de aplicação percutânea, confeccionados quase sempre de aço(17).

A utilização do fixador externo no tratamento de pacientes com afecções ósseas remonta ao século passado. Desde as idéias lançadas por Malgaine (apud Ceballos)(9), a utilização desse método apresentou períodos de grande popularidade intercalados por outros de descrédito(16).

Os componentes básicos de um fixador externo são os fios ou pinos de fixação, as hastes longitudinais de sustentação e os elementos de conexão entre os pinos ou fios e as hastes(10).

Os fios e pinos variam de diâmetros de 1,5 a 6mm e devem ocupar menos de 1/3 do diâmetro ósseo. Podem ser lisos ou rosqueados e, em relação aos membros, transfixantes ou não(2).

As hastes que formam o suporte longitudinal são lisas ou rosqueadas, maciças ou tubulares. Essas hastes podem ser contínuas, assim como articuladas ou telescópicas, o que facilita ajustes no alinhamento e dinamização axial(14).

Os elementos de conexão entre os pinos e as hastes variam de simples conectores a plataformas ou anéis.

Chao et al.(10), baseados na disposição geométrica da estrutura, distinguem seis tipos de configurações espaciais dos fixadores externos: unilateral, bilateral, triangular, semicircular, circular e em quadrilátero.

Behrens & Johnson(4), em relação aos planos frontal e sagital, definem os fixadores como uniplanares e biplanares. Nesses termos, o fixador na disposição geométrica em quadrilátero seria uniplanar e o fixador triangular seria biplanar. Entende-se que os fixadores semicirculares e circulares podem, baseados na disposição espacial, variar de uniplanares a multiplanares(3,5,6).

A estrutura e função de cada sistema de fixação externa dependem da forma de seus principais componentes(13). Os ortopedistas, baseados apenas nas conexões pino-hastes, distinguem três tipos de fixadores: os simples, os de plataforma e os de anéis.

Os fixadores simples têm conexões independentes entre cada pino e a haste longitudinal(2). Em certos tipos a instalação dos pinos pode variar, a critério do cirurgião, quanto à distância e o ângulo entre eles, possibilitando dessa forma a construção de diversas configurações espaciais. O fixador simples mais versátil, e também o mais utilizado, é o sistema tubular AO(13).

Müller, em 1969 (apud Muller et al.(15)), introduz o sistema de fixação externa do grupo AO-Associação Suíça para o Estudo da Osteossíntese, que permite montagens lineares uni ou biplanares, que utilizam pinos de grosso calibre, half pins, ou transfixantes conectados a hastes longitudinais. Inicialmente, essas hastes eram rosqueadas e destinadas a compressão, sendo esse sistema considerado inadequado por Boltze & Niederer (1978)(7), que, para utilização em fraturas expostas, substituíram as hastes rosqueadas por hastes tubulares lisas.

Alonso & Regazonni (1990)(1) aplicam o conceito de trans-porte ósseo elaborado por Ilizarov para o tratamento de defeitos ósseos segmentares, utilizando o fixador externo AO/ ASIF adaptado com hastes rosqueadas.

Stene et al. (1992)(18) analisam o desempenho mecânico do fixador Pin Less AO, caracterizado pela penetração de pinos de fixação da fratura na cortical oposta, com o objetivo de tratar temporariamente fraturas expostas graves até a cicatrização dos ferimentos e cobertura cutânea. Concluem que esse sistema de fixação externa mantém 72% de sua estabilidade inicial no decorrer de cinco semanas, in vitro, e, portanto, perfeitamente indicado para o tratamento primário dessas lesões.

O sistema de fixação externa AO, pela versatilidade de adaptação a praticamente todas as regiões acometidas de fraturas e pela facilidade na confecção das montagens, se tornou seguramente o modelo de fixador externo mais utilizado e do qual muitos outros derivaram. Porém, poucos trabalhos, na literatura, avaliaram biomecanicamente o comportamento das diferentes montagens em distintas condições de instabilidade, restando, ainda, muitas dúvidas quanto ao tipo de configuração ideal a escolher em cada caso.

O objetivo deste trabalho foi a avaliação do comportamento mecânico de cinco diferentes montagens do sistema de fixação externa AO/ASIF (linear simples, linear dupla barra, bi-planar delta, transfixante uniplanar e transfixante biplanar), quando submetidas a forças axiais centrais e excêntricas (fig. 1).

MATERIAL E MÉTODO

Utilizaram-se como corpo de prova dois tubos de polietileno com 250mm de comprimento (h) por 30mm de diâmetro (d), vazados com um orifício central longitudinal (di) de 10mm, na tentativa de simular um segmento diafisário de osso longo com seu canal medular.

Os tubos foram estabilizados pelas montagens dos fixadores sem desvios angulares ou radiais, mantendo afastamento de 30mm entre si, simulando uma fratura instável, transversa, com perda óssea, do terço médio da tíbia.

Nas montagens, utilizaram-se pinos de 4,0mm de diâmetro com extremidade rosqueada do tipo Schanz e/ou com rosqueamento central para transfixação do tipo Bunnel.

Todos os fios e pinos utilizados foram fabricados de aço 316 LVM fornecidos pela Eletrometal Ltda.

Quando se trabalhou com montagem em mais de um plano, esta foi sempre ortogonal por ser considerada a mais estável.

O corpo de prova foi estabilizado sempre de forma eqüidistante, buscando o ponto de convergência dos pinos, nas montagens ortogonais, e o centro do corpo de prova, nas montagens com pinos transfixantes.

Os fios e pinos de fixação foram sempre colocados obedecendo eixos ortogonais, posicionados em 0º a 180º e 90º a 270º.

Os corpos de prova estabilizados pelas montagens foram submetidos a forças de compressão axial central (fig. 2) e axial excêntrica, aplicadas em um ponto 25mm posterior, colocado em ângulo de 180º ao eixo do corpo de prova, gerando, nesta segunda eventualidade, forças posteriores de flexão, semelhante ao que ocorre na tíbia durante a fase de apoio na marcha (fig. 3).

As forças aplicadas variaram de 0 a 80kgf, com leituras do deslocamento dos fragmentos a cada 20kgf e retornando-se as forças aplicadas a 0kgf após a aplicação da carga máxima.

Os testes foram realizados utilizando-se uma máquina universal de ensaios mecânicos, sob a qual foi adaptada uma célula de análise de carga Alfa (Lod-cel) com constante de 0,0336/10-6 e cabeçote esferocêntrico da marca Kyowa com capacidade de 150kgf [COPPE Q-4737]. Os resultados fo-ram analisados com ajuda de um condicionador Straingages marca Alfa modelo 1101 [COPPE-8233].

Os relógios comparadores utilizados tinham precisão de centésimos de milímetro.

RESULTADOS

Os ensaios realizados forneceram os resultados apresentados a seguir.

As unidades de medida utilizadas foram: a) força em kgf, b) deslocamentos em décimos de milímetro, c) ângulos em graus.

Análise comparativa descritiva
A) Montagem linear simples de uma barra;

B) Montagem linear simples de duas barras;

C) Montagem biplanar delta;

D) Montagem transfixante uniplanar;

E) Montagem transfixante biplanar.

DISCUSSÃO

A maioria dos estudos biomecânicos(4,7,8,11,13) publicados na literatura mundial analisa a área de instabilidade, coeficiente de estabilidade e rigidez axial do sistema de fixação externa.

O coeficiente de estabilidade, desenvolvido pela Associação Suíça para o Estudo da Osteossíntese - AO, avalia a estabilidade através dos movimentos relativos observados no foco de fratura, definido como o inverso da área de instabilidade.

A grandeza denominada área de instabilidade é calculada pela integral do produto do deslocamento vertical pelo horizontal, ou seja, axial pelo radial.

A rigidez axial é medida em kgf/mm, sendo considerada, na verdade, uma constante de proporcionalidade ou de mola, indicando a carga necessária para ocorrer 1mm de fechamento axial. Permite, assim, o cálculo de deslocamentos proporcionais em cargas bem superiores à do experimento(7,19).

Esse critério avalia os movimentos em conjunto; entretanto, não indica as direções e intensidade que estas ocorrem, o que é imprescindível para o perfeito conhecimento e correção das causas de instabilidade.

Considerou-se neste estudo que movimentos axiais foram aqueles que ocorreram ao longo do eixo principal do corpo de prova e movimentos radiais, os em planos perpendiculares ao eixo principal do corpo de prova.

Neste estudo, o deslocamento radial apresentou comportamento distinto do axial, não aumentando proporcionalmente à aplicação das forças axiais centrais e excêntricas em nenhum sistema de fixação; porém, estes deslocamentos variaram significativamente entre si, de acordo com o modelo.

Os desvios radiais máximos não apresentaram proporcionalidade com relação às forças axiais centrais e excêntricas em todos os sistemas. Observou-se que nos sistemas que utilizaram pinos transfixantes existiu um deslocamento radial maior nos segmentos, quando submetido a forças axiais excêntricas do que a forças axiais centrais.

Já nos sistemas que utilizaram fixação do tipo half pins, observou-se exatamente o contrário, excetuando a montagem AO delta, que apresentou comportamento semelhante ao dos sistemas transfixantes.

Analisando-se os deslocamentos em flexão entre as extremidades superior e inferior do corpo de prova, nos diferentes sistemas, em relação ao ângulo formado entre os pontos de fixação e o corpo de prova (eixo de simetria), estes apresentaram maior valor nos sistemas com apenas um ponto de fixação, seguidos pelo sistema AO em delta que, apesar de ter dois pontos distintos de fixação, apresenta um ângulo agudo em seu eixo de simetria, fato que favorece esse tipo de desvio. Todas as montagens transfixantes apresentaram maior resistência a esse deslocamento.

O deslocamento perpendicular ao axial apresentou proporcionalidade com as forças axiais exercidas na maior parte dos sistemas, não ocorrendo apenas nas montagens AO delta, quando submetida a força axial excêntrica e AO transfixante biplanar quando submetida a força axial central.

Constatou-se, ao analisar os resultados dos ensaios, que não existiu correlação entre movimentos de flexão e deslocamentos no plano perpendicular ao axial (cisalhamento), pois se observaram em montagens que permitiram importante flexão em seu eixo de simetria, deslocamentos muito reduzidos nos planos perpendiculares ao axial. Mesmo em sistemas de fixação mais rígidos, a flexão máxima em geral não correspondeu ao maior deslocamento no plano perpendicular ao axial, caracterizando esta dissociação.

CONCLUSÃO

Devem-se aguardar estudos clínicos para melhor definir qual(is) seria(m) o(s) movimento(s) de maior malefício à consolidação, se a flexão e/ou o cisalhamento, pois se observou uma relação inversa desses movimentos nos fixadores AO em montagens delta e transfixante uniplanar, apesar de o fixador transfixante ter apresentado estabilidade global superior aos de fixação half pin.

Os fixadores uniplanares que utilizaram o sistema de fixação half pin, sob nossa ótica, não estariam bem indicados para estabilização definitiva de fraturas instáveis de ossos longos, pois permitiram mobilidade considerável em todos os planos analisados, favorecendo assim inúmeras complicações pertinentes ao método, tais como: soltura precoce dos pinos, deformação do sistema com perda de alinhamento dos fragmentos ósseos, pseudartroses e infecção no trajeto dos pinos. Observou-se melhora na estabilidade do conjunto ao aumentar-se a secção transversa de fixação do modelo AO simples, quando se colocou uma segunda barra longitudinal de fixação, o que, apesar de insuficiente para esta montagem, pode ser considerado para aumentar a estabilidade de outras montagens e sistemas mais rígidos.

A associação de pinos de Schanz introduzidos de forma ortogonal anterior, nas montagens transfixantes, acrescentou importante resistência à flexão do sistema, porém pouco interferiu na resistência axial do conjunto. Acreditamos, portanto, que em fraturas mediodiafisárias e/ou com cominuição dos fragmentos ósseos, a montagem transfixante biplanar seja a única a apresentar estabilidade suficiente para resistir a todas as forças deformantes.

2. Behrens, F.: A primer of fixator devices and configuration. Clin Orthop 241: 5-14, 1989.

3. Behrens, F.: General theory and principles of external fixation. Clin Orthop 241: 15-23, 1989.

4. Behrens, F. & Johnson, W.: Unilateral external fixation: methods to increase and reduce frame stiffness. Clin Orthop 241: 48-56, 1984.

5. Behrens, F., Johnson, W.D. & Kock, K.W.: Bending stiffness of unilateral and bilateral fixator frames. Clin Orthop 178: 103-110, 1993.

6. Behrens, F. & Searls, K.: External fixation of the tibia. Basic concepts and prospective evaluation. J Bone Joint Surg [Br] 68: 246-254, 1986.

7. Boltze, C.C. & Niederer, P.G.: Boletim Fixador externo sistema tubular, Clínica Ortopédica e Cirúrgica do Aparelho Locomotor da Universidade de Berna, primavera, 1978.

8. Briggs, B.T. & Chao, E.Y.S.: The mechanical performance of the standard Hoffmann-Vidal external fixation apparatus. J Bone Joint Surg [Am] 64: 566-573, 1982

9. Ceballos, A.: Fijación externa de los huesos, 2ª ed., La Habana: Científica Médica, 1983, p. 3-13.

10. Chao, E.Y.S., Aro, H. & Lewallen, D.G.: The effect of rigidity on fracture healine in external fixation. Clin Orthop 241: 24-35, 1989.

11. Drijber, F.L. & Finlay, J.B.: Hoffmann half-frame external fixation rigidity and its relationship to universal joint slippage. Ann Biomed Eng 20: 533-545, 1992.

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