UNIVERSIDADE ESTADUAL PAULISTA - UNESP 

CÂMPUS DE JABOTICABAL 

 

 

 

 

 

 

 

ANÁLISE BIOMECÂNICA TORCIONAL COMPARATIVA 

ENTRE DIFERENTES CONFIGURAÇÕES DE BLOQUEIO DE 

HASTE INTRAMEDULAR 

 

 

 

 

 

Marina Andrade Rangel de Sá 

Médica Veterinária 

 

 

 

 

 

 

 

 

2022 



 

UNIVERSIDADE ESTADUAL PAULISTA - UNESP 

CÂMPUS DE JABOTICABAL 

 

 

 

 

 

 

 

ANÁLISE BIOMECÂNICA TORCIONAL COMPARATIVA 

ENTRE DIFERENTES CONFIGURAÇÕES DE BLOQUEIO DE 

HASTE INTRAMEDULAR 

 

 

 

 

 

Discente: Marina Andrade Rangel de Sá  
Orientador: Prof. Assoc. Luís Gustavo Gosuen G. Dias 

 
 

Dissertação apresentada à Faculdade de 
Ciências Agrárias e Veterinárias – Unesp, 
Câmpus de Jaboticabal, como parte das 
exigências para obtenção do título de Mestre em 
Cirurgia Veterinária 

 

 

 

 

2022 



S111a
Sá, Marina Andrade Rangel de

    Análise biomecânica torcional comparativa entre diferentes

configurações de bloqueio de haste intramedular / Marina

Andrade Rangel de Sá. -- Jaboticabal, 2022

    55 p. : tabs.

    Dissertação (mestrado) - Universidade Estadual Paulista

(Unesp), Faculdade de Ciências Agrárias e Veterinárias,

Jaboticabal

    Orientador: Dias Luís Gustavo Gosuen Gonçalves

1. Ângulo estável. 2. Bolt. 3. Impressão 3D. 4. Folga. 5. 

Teste de torção. I. Título.

Sistema de geração automática de fichas catalográficas da Unesp. Biblioteca da
Faculdade de Ciências Agrárias e Veterinárias, Jaboticabal. Dados fornecidos pelo

autor(a).

Essa ficha não pode ser modificada.





 

DADOS CURRICULARES DA AUTORA 

 

Marina Andrade Rangel de Sá, nascida em 01 de agosto de 1992, em Salvador, 

no estado da Bahia. Iniciou a vida acadêmica em Aracaju (SE) no curso de Medicina 

Veterinária na Universidade Federal de Sergipe (UFS), em 2011. Durante o curso 

participou de diversos projetos de pesquisa e extensão, sendo bolsista de duas 

pesquisas por dois anos (2014-2016). Fez parte do GEPA (Grupo de Estudos de 

Pequenos Animais) e participou da comissão organizadora de cursos na graduação. 

Em 2019 iniciou o Programa de Residência em Clínica Cirúrgica de Pequenos Animais 

na Universidade Rural de Pernambuco (UFRPE), sob orientação do Prof. Dr. Eduardo 

Tudury, concluindo-o em 2020. Iniciou o mestrado junto ao Programa de Pós-

Graduação em Cirurgia Veterinária no mesmo ano, na Faculdade de Ciências Agrárias 

e Veterinárias – UNESP, Câmpus de Jaboticabal, sob orientação do Prof. Dr. Luís 

Gustavo Gosuen G. Dias. 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 



 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

“A persistência é o caminho do êxito”. 

(Charles Chaplin) 



 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Dedico esse trabalho aos meus pais Ingrid Andrade e Paulo 

Rangel de Sá, aos meus avós Belíria Andrade, Raymundo 

Andrade (in memoriam), aos meus irmãos, Paula, Maria e Victor 

e ao meu noivo Gustavo Alves. 



 

AGRADECIMENTOS 

 

Primeiramente, à Deus, agradeço por sempre se mostrar presente em minha vida, 
obrigada pela força da minha fé em acreditar que os Seus planos são maiores que os 
meus. 

À minha mãe e vó, agradeço por ter duas mulheres fortes como exemplo em minha 
vida. Obrigada por acreditarem nos meus sonhos e poder tornar tudo possível, sem 
vocês, com certeza não teria conseguido chegar até aqui. 

Ao meu avô (in memorian), que está comigo diariamente em meus pensamentos e 
coração, sua força me inspirou a conseguir alcançar todos os meus objetivos. 
Saudades eternas. 

Ao meu pai, que apesar da distância sempre sonhou comigo e vibrou com as minhas 
conquistas, agradeço por todo apoio.  

Aos meus irmãos, Paula, Maria e Victor, por sempre torcerem por mim, espero que 
tenha inspirado vocês de alguma forma. 

À minha amada família Andrade, ao meu padrasto Everton, Tia Ivana e primos 
Henrique e Giovanni, obrigada pelo apoio e por sempre fornecer palavras de incentivo.  

Ao meu noivo, Gustavo, por estar ao meu lado, sonhar comigo e tornar todos os dias 
da minha vida mais leves e cheios de amor. Amo você! 

Aos meus amigos de longa data, Yara, Francy, Kekinha, Pri, Aline, Amanda, Karine e 
Paulinha, obrigada por sempre estarem comigo e valorizarem nossa amizade seja 
onde eu estiver. Amo vocês demais! Obrigada por tudo e por todo esse tempo juntas. 

Aos meus queridos amigos, Thaís, Brenda, Tryssia, Renato, Matheus, Isabela e 
Gislane, por enfrentarem junto comigo, pelo amparo no que precisei, pelas conversas 
e desabafos. Vocês fizeram parte da minha caminhada, obrigada pela amizade!  

Aos residentes, professores, funcionários e alunos da Unesp de Jaboticabal, por me 
receberem tão bem e fazerem com que eu me sentisse em casa. Obrigada!  

Ao meu orientador de mestrado, Prof Luís Gustavo, por acreditar em mim sem mesmo 
me conhecer, pelos ensinamentos passados e pelas oportunidades oferecidas, 
agradeço pela confiança depositada.  

Aos professores, Bruno Minto, Paola Castro, Thiago André, Bruno Torres, Leandro 
Rocha e Eduardo Tudury, por passarem os seus conhecimentos à diante e por todo 
aprendizado, vocês são exemplos de profissionais a serem seguidos.   

À banca avaliadora da minha dissertação, obrigada por fazerem parte desta conquista 
e por dedicarem o tempo de vocês a mim.  

Ao técnico da USP, César, obrigada pela gentiliza e ajuda nos ensaios do meu projeto, 
gratidão pelo tempo ofertado.  

Aos animais, obrigada por me inspirarem a me tornar uma profissional que vocês 
merecem! 

O presente trabalho foi realizado com apoio da Coordenação de Aperfeiçoamento de 
Pessoal de Nível Superior - Brasil (CAPES) - Código de Financiamento 001. 



i 
 

SUMÁRIO 

Páginas 

CERTIFICADO DA COMISSÃO DE ÉTICA NO USO DE ANIMAIS (CEUA) .............. ii 

RESUMO .................................................................................................................. iii 

ABSTRACT ............................................................................................................... iv 

LISTAS DE ABREVIATURAS .................................................................................... v 

LISTA DE FIGURAS ................................................................................................. vi 

LISTA DE TABELAS ................................................................................................ viii 

LISTA DE GRÁFICOS .............................................................................................. ix 

CAPÍTULO 1 – CONSIDERAÇÕES GERAIS ............................................................. 1 

1. Introdução e Revisão de Literatura ................................................................... 1 

2. Objetivos .......................................................................................................... 7 

2.1 Objetivo Geral ............................................................................................... 7 

2.2 Objetivos Específicos .................................................................................... 7 

3. Justificativa ....................................................................................................... 7 

4. Hipótese ........................................................................................................... 8 

5. Referências ...................................................................................................... 9 

CAPÍTULO 2 – ANÁLISE BIOMECÂNICA TORCIONAL COMPARATIVA ENTRE 

DIFERENTES CONFIGURAÇÕES DE BLOQUEIO DE HASTE INTRAMEDULAR . 13 

Resumo ................................................................................................................ 13 

1. Introdução ...................................................................................................... 14 

2. Material e Métodos ......................................................................................... 16 

2.1 Descrição dos implantes .......................................................................... 16 

2.2 Descrição dos corpos de prova ................................................................ 18 

2.3 Configurações dos grupos ....................................................................... 19 

2.4 Ensaios Mecânicos .................................................................................. 21 

2.5 Análise de dados ..................................................................................... 22 

2.6 Análise Estatística.................................................................................... 24 

3. Resultados ..................................................................................................... 24 

4. Discussão....................................................................................................... 29 

5. Conclusão ...................................................................................................... 35 

6. Referências .................................................................................................... 36 

ANEXO 1 – Normas para elaboração do “Capítulo 2” .............................................. 40 

 



ii 
 

CERTIFICADO DA COMISSÃO DE ÉTICA NO USO DE ANIMAIS (CEUA) 

 

 

 



iii 
 

ANÁLISE BIOMECÂNICA TORCIONAL COMPARATIVA ENTRE DIFERENTES 
CONFIGURAÇÕES DE BLOQUEIO DE HASTE INTRAMEDULAR 

 
 

RESUMO – O trabalho tem como finalidade analisar a folga (slack) de haste 
intramedular bloqueada (HIB) com e sem ângulo estável, comparando também 
sistemas de bloqueio multiplanares as propriedades dos implantes submetidos a 
testes biomecânicos de força de torção. O grupo 1 (G1) foi formado por HIB com dois 
orifícios no segmento proximal e dois no distal, paralelos entre si e roscados, 
promovendo bloqueio em ângulo estável (AE) com a haste e as corticais dos corpos 
de prova. No grupo 2 (G2), a única diferença em relação ao G1 foi que os orifícios 
proximais, assim como os distais foram realizados em formato ortogonal. O grupo 3 
(G3) as hastes diferiram de G1 e G2 uma vez que os orifícios proximais e os dois 
distais não eram roscados (direção paralela entre si), utilizando o bloqueio com 
implantes do tipo bolt, confeccionados com roscas que foram bloqueadas na primeira 
cortical do corpo de prova (cortical cis) e com corpo maciço e liso bloqueando a 
segunda cortical do corpo de prova (cortical trans). No grupo 4 (G4) continha quatro 
orifícios não roscados e com implantes de bloqueio bolt, como no G3, mas 
posicionados posição ortogonal. Após o teste de torção, todas as construções 
apresentaram folga, mas, a haste em ângulo estável com parafuso paralelo e 
ortogonal apresentaram maior estabilidade, com menor valor de folga e amplitude 
angular. Portanto, o bloqueio multiplanar com parafuso pode contornar o desafio de 
pouco estoque ósseo para fixação, principalmente em fraturas metafisárias e distais. 
Além disso, a haste utilizando bloqueio em ângulo estável com parafuso, demonstrou 
melhor estabilidade que o bloqueio com bolt.  
 
Palavra-chave: ângulo estável, bolt, impressão 3D, folga, teste de torção.  

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 



iv 
 

COMPARATIVE TORSIONAL BIOMECHANICAL ANALYSIS BETWEEN 
DIFFERENT INTERLOCKING NAIL-CONSTRUCT CONFIGURATIONS 

 
 

ABSTRACT – The aim of this study is to analyze the slack at an intramedullary 
interloking nail (ILN) system with and without a stable angle, also comparing 
multiplanar locking systems with the properties of implants subjected to biomechanical 
tests of torsional force. Group 1 (G1) will be formed by ILN with two holes on proximal 
and distal segments, parallel to each other and threaded, promoting locking 
mechanism in angle stable with nail and cortical specimen. In group 2 (G2), the ILN 
will have similar characteristics as the G1 locking system, but with proximal and distal 
holes positioned in an orthogonal shape. Group 3 (G3) will have the same nail as G1 
and G2, but with two non-threaded holes distal and proximal, parallel to each other, 
using locked bolt implant, and threads that will lock the first cortical specimen 
(cis cortical), while a solid and smooth thread will lock the second cortical specimen 
(trans cortical). Group 4 (G4) will be different from the other groups by using four non-
threaded holes with implants bolt, as G3, but positioned perpendicularly to each other. 
After the torsion test, all constructions showed clearance, but the rod at a stable angle 
with parallel and orthogonal screw showed greater stability, with lower clearance value 
and angular amplitude. Therefore, the multiplanar screw can overcome the challenge 
of low bone stock for fixation, especially in metaphyseal and distal fractures. The rod 
using a stable angle bolt lock, demonstrated better stability than the bolt lock. 
 
Keywords: 3D printing, bolt, slack, stable angle, torsion testing   



v 
 

LISTAS DE ABREVIATURAS 

 

3D - Três dimensões 

cm - Centímetro 

CP - Corpo de prova 

G1 - Grupo 1  

G2 - Grupo 2  

G3 - Grupo 3  

G4 - Grupo 4 

HIB - Haste Intramedular Bloqueada 

HIB-AE - Haste Intramedular Bloqueada em Ângulo Estável 

MIA - Momento de Inércia de Área 

MINO - “Minimally invasive nail osteosynthesis” (osteossíntese minimamente invasiva 
com haste intramedular) 

MIO - “Minimally Invasive Osteosynthesis” (Ortopedia minimamente invasiva) 

MIPO - “Minimally invasive plate osteosynthesis” (osteossíntese minimamente 
invasiva com placa) 

mm - Milímetro 

mm4 - Milímetro elevado a quarta potência (momento de inércia de área) 

N - Newton 

N/mm2 - Newton por milímetro quadrado 

PLA - “Polylactic Acid” (ácido polilático)  

UFRPE - Univesidade Federal Rural de Pernambuco 

UFS - Universidade Federal de Sergipe 

UNESP - Universidade Estadual Paulista 

 

 

 



vi 
 

LISTA DE FIGURAS 

 

Páginas 

Capítulo 2: 

Figura 1. Desenhos das hastes confeccionadas para o estudo (Programa CAD 
SOLIDWORKS® 2016). As hastes das figuras (B) e (D) são haste de bloqueio de 
ângulo estável com parafuso roscado e as (A) e (C) são hastes de orifício liso 
bloqueadas com bolt. As hastes com orifícios paralelos são (A) e (B) e orifícios 
ortogonais são as hastes (B) e (D). .......................................................................... 17 

Figura 2. Desenhos dos implantes de bloqueio que foram alocados no orifício das 
hastes. (A) Parafuso de bloqueio para hastes de ângulo estável com 3,5 mm de 
diâmetro externo e 2,9 mm de alma. (B) Bolt utilizado em hastes de orifício liso com 
área roscada de 4,1 mm de diâmetro e 3,5 mm de alma, e área maciça lisa com 3,5 
mm de diâmetro. ...................................................................................................... 18 

Figura 3. Representações gráficas do Grupo 1 (A) e do Grupo 2 (B). Nota-se na 
imagem (A) duas representações evidenciando a haste intramedular bloqueada (HIB), 
os corpos de prova e os quatro parafusos de bloqueio paralelos entre si (uniplanar), 
estabilizando a haste em ângulo estável, ou seja, o implante foi rosqueado na haste. 
Na imagem (B) a diferença se encontra no bloqueio multiplanar, os parafusos foram 
inseridos e ficaram dispostos de forma ortogonal. ................................................... 20 

Figura 4. Representações gráficas do Grupo 3 (A) e do Grupo 4 (B). Nota-se na 
imagem (A) duas representações evidenciando a haste intramedular bloqueada (HIB), 
os corpos de prova e os quatro bolts de bloqueio paralelos entre si (uniplanar), 
estabilizando a haste. Na imagem (B) a diferença se encontra no bloqueio biplanar, 
os bolts foram inseridos e ficaram dispostos de forma ortogonal. ............................ 21 

Figura 5. Imagem fotográfica de máquina para ensaio de torção projetada e construída 
no Laboratório de Biomecânica do Instituto de Ortopedia e Traumatologia do Hospital 
das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo. ................. 22 

Figura 6. Representação genérica de duas curvas com comportamento unimodal e 
bimodal captadas durante o teste de torção. Os valores adquiridos foram calculados 
como a mudança no ângulo de torção de ± 1,5 N.m para ± 5 N.m nas fases de carga 
positiva (rotação no sentido horário) e negativa (rotação no sentido anti-horário) nos 
testes. A folga na construção foi calculada como a diferença entre a interceptação em 
y das complacências positivas e negativas. A amplitude angular máxima de cada 
construção foi calculada como a diferença no ângulo de torção entre os torques 
máximo e mínimo aplicados (8,12). .......................................................................... 24 

Figura 7. Ilustrações gráficas evidenciando curvas captadas dos quatro grupos 
durante o teste de torção, onde todos apresentaram curvatura bimodal. A imagem (A) 
representa o G1 (hastes com parafusos roscados paralelos entre si), (B) o G2 (hastes 
com parafusos roscados ortogonais entre si), (C) corresponde ao G3 (hastes com bolt 
paralelos entre si) e o (D) o G4 (hastes com bolt ortogonais entre si). Os pontos em 
vermelho representam a folga da construção, portanto, observa-se que a curvatura 
menos sigmoide e que possui os pontos mais próximos é da imagem B (G2) e a 
curvatura mais sigmoide, com os pontos mais espaçados é a imagem C (G3). ....... 25 



vii 
 

Figura 8. Imagens fotográficas dos corpos de prova dos quatro grupos G1 (hastes com 
parafusos roscados paralelos entre si), G2 (hastes com parafusos roscados 
ortogonais entre si), G3 (hastes com bolt paralelos entre si) e o G4 (hastes com bolt 
ortogonais entre si), após teste de torção (não destrutível). Observe que em todos eles 
as bordas dos orifícios apresentaram danos macroscópicos pelo momento de torção 
do corpo do parafuso pressionando a borda do corpo de prova. .............................. 29 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 



viii 
 

LISTA DE TABELAS 

 

Página 

Capítulo 2: 

Tabela 1. Média, desvio padrão e valores mínimo e máximo dos das variáveis: folga, 
amplitude angular e complacência, dos quatros grupos, G1 (bloqueio paralelo com 
parafuso roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio 
paralelo com bolt), G4 (bloqueio ortogonal com bolt), submetidos a teste de torção.
................................................................................................................................. 28 

  

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 



ix 
 

LISTA DE GRÁFICOS 

 

Páginas 

Capítulo 2: 

Gráfico 1. Amplitude angular (graus) nos diferentes grupos: G1 (bloqueio paralelo com 
parafuso roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio 
paralelo com bolt) e G4 (bloqueio ortogonal com bolt). Letras diferentes indicam 
diferença significativa (p < 0,05) no teste de Tukey. ................................................. 26 

Gráfico 2. Folga (Graus) nos diferentes grupos: G1 (bloqueio paralelo com parafuso 
roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio paralelo com 
bolt) e G4 (bloqueio ortogonal com bolt). Letras diferentes indicam diferença 
significativa (p < 0,05) no teste de Tukey. ................................................................ 27 

Gráfico 3. Complacência (Graus/N.m) nos diferentes grupos: G1 (bloqueio paralelo 
com parafuso roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio 
paralelo com bolt) e G4 (bloqueio ortogonal com bolt), em que não obtiveram 
diferenças significativas (p < 0,05). .......................................................................... 27 



1 
 

CAPÍTULO 1 – CONSIDERAÇÕES GERAIS 

 

1. Introdução e Revisão de Literatura 

 

Otimizar a consolidação de fraturas em pequenos animais, acelerando o 

retorno à função do membro acometido, é objetivo de diversos estudos na ortopedia 

veterinária. A reparação óssea é um processo complexo que exige a combinação de 

fatores mecânicos e biológicos, sendo o tempo de regeneração influenciado por 

diversos fatores. Podendo ser inerentes à fratura, como o osso acometido e a 

deformação relativa (“strain”), como também a condições relacionadas ao paciente, 

como idade e presença de comorbidades, e, ainda, ao método de tratamento 

estabelecido, que pode provocar instabilidade aguda e movimento interfragmentário 

da fratura provenientes do slack, prejudicam a cicatrização óssea e eficiência do 

implante (Wheeler et al., 2004; Johnston et al., 2017). 

Antigamente acreditava-se que o uso de implantes com placa para fixação de 

fraturas precisaria ser essencialmente em formato anatômico, com aposição dos 

fragmentos ósseos e extrema rigidez para efetiva consolidação óssea. Mas, para isso, 

manipulações exageradas, incisões maiores e exposição de fragmentos ósseos e 

tecidos moles eram necessários para que a osteossíntese anatômica fosse realizada 

(Haaland et al., 2009; Decamp et al., 2016). Porém, outro princípio vem sendo 

adotado, com abordagem biológica, mínimas incisões, redução óssea indireta, menor 

manipulação tecidual na área da fratura, mínima lesão dos tecidos adjacentes, 

culminando na manutenção do hematoma primordial no foco de fratura para melhor 

consolidação óssea. Portanto, adotou-se a substituição da redução anatômica para a 

osteossíntese biológica, visando preservar a integridade vascular dos fragmentos 

ósseos, redução de tempo cirúrgico e diminuição de possibilidade de infecção pós-

operatória (Haaland et al., 2009; Johnston et al., 2017).  

Assim houveram mudanças que enfatizaram ainda mais a importância do 

componente biológico na consolidação das fraturas, tornando fundamental a 

abordagem conhecida como osteossíntese minimamente invasiva (Minimally Invasive 

Osteosynthesis - MIO). Essa técnica tem como objetivo preservar o hematoma da 

fratura e manipulação reduzida dos tecidos, resultando em diminuição de dor pós-



2 
 

operatória, melhor vascularização no foco de fratura, consolidação mais rápida e taxa 

de complicação pós-operatória reduzida. Os princípios aplicados na MIO também 

podem ser empregados em diferentes técnicas e implantes ortopédicos como na 

fixação esquelética externa, osteossíntese minimamente invasiva com placa (MIPO) 

e osteossíntese minimamente invasiva com haste intramedular (MINO) (Dejardin et 

al., 2012; Dejardin et al., 2014; Decamp et al., 2016).  

A haste intramedular bloqueada (HIB) tem recebido maior atenção no 

tratamento de fraturas de úmero, tíbia e fêmur pelas vantagens biológicas e 

mecânicas. É considerada o método mais comumente utilizado em fraturas de ossos 

longos e possui grande importância pela melhor fixação biológica e estabilidade na 

fratura (Dejardin et al., 2014; Rudloff, 2017). Os implantes cilíndricos de partilha de 

carga intramedulares com canulações transversais e parafusos bloqueados, permitem 

dispor de resistência maior quando aplicados a uma força de flexão comparados a 

outros implantes, pela sua inserção próximo ao eixo neutro do osso, e com parafusos 

bloqueados neutralizantes das forças de flexão, torção e compressão axial, somados 

com a vantagem biológica de mínima manipulação no foco de fratura e preservação 

de vascularização, contribuem para a consolidação óssea precoce (Wheeler et al., 

2004; Dejardin et al., 2006; Mukherjee et al., 2017). 

Considerada uma técnica muito difundida na medicina humana desde meados 

dos anos 50, a HIB demorou para ser desenvolvida na ortopedia veterinária devido a 

necessidade de utilização de fluoroscopia intraoperatória para redução da fratura e 

inserção dos parafusos de bloqueio. Após adaptações, o primeiro relato publicado do 

uso de hastes na medicina veterinária foi em 1994, quando criou-se novo design, em 

que a haste intramedular estaria interligada a instrumentação extracorpórea para guiar 

a inserção do implante, contornando-se a necessidade de uso do fluoroscópio 

(Wheeler et al., 2004; Patil, 2008). 

O desenvolvimento das técnicas de fresagem para a implantação de hastes 

maiores e mais rígidas, resultaram em vantagens mecânicas na utilização da haste 

intramedular, aumentando o contato da haste e superfície endosteal, e melhorando 

potencialmente a estabilidade da fratura. Calcula-se que a rigidez à força de flexão 

seja proporcional à terceira (D3) e da torção à quarta (D4) potência do diâmetro da 

haste. Entretanto, as hastes intramedulares mais finas e sem a fresagem do canal 



3 
 

medular possuem maiores vantagens biológicas pela preservação do suprimento 

sanguíneo endosteal, evitando que a cortical óssea fique mais delgada, frágil, com 

possível necrose térmica e maior taxa de infecção. Mesmo com menor área de contato 

entre a haste de menor diâmetro e osso, alguns trabalhos demonstraram maior 

eficácia na estabilidade pós-operatória (Dejardin et al., 2006; Bong et al., 2007).  

A configuração efetiva pelo contato direto com a superfície endosteal das 

hastes intramedulares, possibilitou ao implante resultados satisfatórios em fraturas de 

ossos longos, porém, em casos de fraturas cominutivas, oblíquas longas ou com falha 

óssea, as hastes não resistiam à força de compressão axial. Então, na década de 70 

introduziu-se a haste intramedular bloqueada, capaz de resistir as forças de flexão, 

compressão e cisalhamento, por meio do sistema de bloqueio entre a haste e o osso 

pelo uso de parafusos bloqueados (ângulo estável ou ângulo fixo) (Dejardin et al., 

2006; Rosa et al., 2019).  

A haste intramedular bloqueada (HIB) resiste as quatro forças de atuação nas 

fraturas. A capacidade de resistência à força de flexão é concedida pela haste, 

enquanto os implantes de bloqueio fornecem suporte às cargas axiais e torcionais. 

Em fraturas irredutíveis, as hastes têm certas características biomecânicas mais 

vantajosas que as placas ósseas, pois nesses tipos de fraturas a haste por ser alocada 

no canal medular, fica localizada no eixo neutro do osso e quando submetida a 

sobrecarga axial, momentos fletores não são gerados, já as placas ósseas por terem 

posicionamento excêntrico, são expostas a momentos fletores durante a compressão 

axial, predispondo ao implante à falhas agudas e/ou por fadiga com cargas mais 

baixas que a haste, especialmente em fraturas cominutivas (Wheeler et al., 2004; 

Johnston et al., 2017).  

Os princípios do momento de inércia da área (MIA) de um implante condizem 

com o eixo ou plano de deformação, proporcional à rigidez de flexão e torção do 

implante. Os modelos iniciais de haste eram bloqueados com parafusos corticais 

convencionais, mas constatou-se diversas falhas principalmente devido a folga entre 

este implante de bloqueio e a haste, algo que gerava instabilizada no foco da fratura 

prejudicando a consolidação óssea. A folga do bloqueio em inglês é denominada 

mecanicamente de slack. O parafuso cortical com o mesmo diâmetro externo de um 

bolt tem a parte interna (alma) menor comparativamente, fazendo com que seja mais 



4 
 

frágil e falhe na área de contato com a haste, principalmente quando submetido à 

carga, sofrendo deformidade estrutural das roscas, ou seja, o parafuso cortical tem 

valor do momento de inércia menor (Von Pfeil et al., 2005; Dejardin et al., 2012; 

Johnston et al., 2017; Dejardin et al., 2019). 

O bolt possui o eixo liso e desprovido de rosca (maciço) e foi introduzido com o 

intuito de reduzir o slack e aumentar a resistência do implante, visto que seu íntimo 

contato com a haste aumenta o momento de inércia de área do implante, resultando 

em maior resistência à flexão (Johnston et al., 2017; Dejardin et al., 2019).  

A instabilidade aguda da HIB e o movimento interfragmentário da fratura 

provenientes do slack, prejudicam a cicatrização óssea e eficiência do implante, 

devido a micro movimentação. Em virtude disso, a haste intramedular bloqueada com 

ângulo estável surgiu com sistema de bloqueio com o bolt, possibilitando melhor 

estabilidade da haste, com suporte maior de cargas de torção e flexão, não obstante, 

sofrendo menor deformação angular (Ting et al., 2009; Dejardin et al., 2014).  

Além do parafuso, outros tipos de projetos envolvendo os implantes de bloqueio 

foram desenvolvidos na medicina humana com o intuito de estabilizar o foco de fratura, 

principalmente quando se localizava nos terços proximal ou distal da diáfise e também 

quando havia grandes falhas ósseas. Desta forma, os bloqueios multiplanares, 

demonstraram superioridade biomecânica comparativamente aos bloqueios com 

geometria paralela entre si (Zhao et al., 2018; Lowenberg et al., 2019).  

A região metafisária do osso detém canal medular maior que a diáfise, 

proporcionando a união haste-osso limitada, aumentando o slack. Nessas 

circunstâncias, as fraturas de metáfise cominutivas dependem da estabilidade rígida 

da haste e do sistema de bloqueio. Portanto, a haste intramedular com bloqueio 

multiplanar amplia as indicações do uso do implante e permite a utilização em fraturas 

metafisárias (Ting et al., 2009; Dejardin et al., 2014).  

Diante dos estudos dos implantes ortopédicos, a biomecânica aplica-se na 

avaliação das forças de compressão, tensão, flexão e cisalhamento que atuam no 

osso quando submetidos a testes com carga. Nessas avaliações, propriedades como 

a elasticidade, rigidez, plasticidade, flexibilidade, dureza e resiliência são analisados 

e testados in vitro como propriedades mecânicas dos implantes, selecionando 

configurações com maior estabilidade. Os ensaios são feitos aplicando esforços 



5 
 

mecânicos como tração, compressão, torção e cisalhamento em corpos de prova 

(Hammel et al., 2006; Moreno et al., 2017). 

Esses testes mecânicos permitem na ortopedia a avaliação e definição das 

propriedades dos implantes, realizando os princípios biomecânicos para estabelecer 

melhor fixação de fratura antes de determinar o implante para o uso in vivo (Hammel 

et al., 2006; Moreno et al., 2017). Ao realizar um teste mecânico deve-se analisar a 

força aplicada, deformidades causadas, materiais e estruturas envolvidas, para 

credibilidade e padronização dos resultados obtidos. O teste pode ser em um material 

ou estrutura, em cadáver ou não. Para isso, existem itens importantes a serem 

considerados: propriedades do material, quais as forças a serem testadas e as 

deformidades presentes (Alves et al., 2010; Moreno et al., 2017).  

O ensaio de torção baseia-se na aplicação de carga rotativa em objeto, 

provocando deformação elástica ao longo de um eixo. A torção ocorre quando o torque 

atua sobre o corpo. O esforço aplicado na torção é diferente da compressão, tração e 

cisalhamento, porque nos outros casos o sentido é longitudinal ou transversal e na 

torção o sentido é de rotação. O ensaio de torção quando utilizado garante a qualidade 

do material e não a falha, quando o torque é aplicado, uma região sofre efeito de 

compressão e quando ocorre falha é causada pela força de cisalhamento (Zolin, 

2011). Análises de estudos in vitro sugerem que as hastes intramedulares não 

bloqueadas não garantem estabilidade de torção e a falha na resistência ao torque 

provavelmente está relacionado com o slack entre o parafuso e a haste (Dejardin et 

al., 2006). 

Os testes biomecânicos podem ser realizados em material sintético ou cadáver, 

sendo a escolha dependente de vários fatores, entre elas a padronização de 

amostras. A utilização de osso cadavérico em testes biomecânicos é bastante 

difundida, principalmente pela característica de aplicação em situação muito próxima 

ao real, porém, sua propriedade anisotrópica prejudica padronizar as amostras 

(Vignoli e Kenedi, 2016). 

A anisotropia óssea está relacionada principalmente as adaptações às cargas 

fisiológicas no desenvolvimento, que é o efeito da Lei de Wolff no osso cortical. A Lei 

de Woff está ligada ao crescimento ósseo e aos estresses e estiramentos localizados 

no osso, ou seja, a capacidade do osso de adaptar-se às mudanças de tamanho, 



6 
 

forma e estrutura, dependendo dos estresses mecânicos submetidos a esse tecido 

(Kang et al., 2020). Sendo assim, a estrutura óssea não é completamente uniforme e 

é distinto a cada animal. O material do osso é mais resistente na orientação 

longitudinal do que na direção tangencial ou radial, ou seja, as propriedades 

mecânicas não são iguais em todas as direções e dependem da direção de aplicação 

de carga, dificultando a padronização dos materiais e podendo comprometer os 

resultados dos testes (San Antonio et al., 2012; Vignoli e Kenedi, 2016). 

Além disso, os ossos cadavéricos sofrem variações a depender da raça, idade 

e condição clínica que o animal apresentava, que modifica a densidade óssea e 

alteram a resistência do osso, interferindo no resultado dos testes. Não obstante, o 

número de um par somente de cada osso longo por animal restringe o número de 

grupos estudados. (Cristofolini et al., 1996; Dallabrida et al., 2005; Zanetti e Bignardi, 

2009).  

Por conseguinte, os corpos de prova sintéticos apresentam característica 

isotrópica, ou seja, são estruturas homogêneas e com propriedades elásticas que 

resistente igualmente independente da direção (Yao et al., 2019). Sendo assim, os 

corpos de prova possuem vantagens como padronização da amostra e não precisam 

de armazenamento ou preparação, diferente dos ossos cadavéricos (Pruitt e 

Chakravartula, 2011; Ahmed e Susmel, 2017).  

O material mais amplamente utilizado é o ácido poli-láctico, que é um polímero 

sintético que muda sua característica mecânica de acordo com a temperatura em que 

é submetido, podendo então, ser usado em impressão 3D. Esse composto sintético é 

usado na composição de implantes e suportam cargas compressivas similares ao 

titânio (Patkowski et al., 2016; Lee et al., 2017; Yao et al., 2019).  

Nos corpos de prova são realizados testes para avaliar a capacidade mecânica 

do material, esses testes são chamados de ensaios mecânicos. Os ensaios podem 

ser destrutivos, quando os corpos de prova são testados e destruídos, ou não 

destrutivos, em que os corpos de prova não são destruídos após o teste. Nos ensaios 

destrutivos estão os ensaios de tração, compressão, fadiga, flexão, impacto, torção, 

dureza e fluência. Os ensaios também podem ser classificados de acordo com a 

velocidade em que as cargas são empregadas, sendo estático ou dinâmico. No ensaio 



7 
 

estático, a velocidade aplicada no corpo de prova é baixa e no dinâmico, a velocidade 

é alta (Zolin, 2011). 

 

2. Objetivos 

 

2.1 Objetivo Geral  

Avaliar a resistência das construções e o comportamento dos implantes de bloqueio 

dispostos em diferentes configurações sob força de torção. 

 

2.2 Objetivos Específicos 

- Avaliar folga, amplitude angular e complacência dos implantes de bloqueio após o 

teste biomecânico de torção não destrutivo; 

- Após o término dos testes avaliar a explantação dos implantes de bloqueio da haste, 

apontado possíveis dificuldades;  

- Conferir danos físicos aos parafusos, hastes e corpos de prova após o teste de 

torção. 

 

3. Justificativa  

 

De acordo com Bong et al. (2007), a estabilidade da construção haste 

intramedular-osso depende das propriedades mecânicas do implante, do contato 

entre haste e osso ao longo da diáfise, das interfaces haste-implante de bloqueio e 

osso-implante de bloqueio, e da qualidade do osso. Ainda, em seu estudo ex vivo 

comparando hastes intramedulares bloqueadas com um ou dois parafusos distais, 

Reems et al. (2006) demonstraram risco superior à falha quando apenas um parafuso 

distal foi utilizado. Relativamente pouca informação está disponível na literatura 

veterinária acerca do comportamento mecânico das hastes intramedulares 

bloqueadas quanto ao número e disposição e tipo de implantes de bloqueio. Tais 

respostas são especialmente importantes, pois alguns modelos de hastes 

permanecem com folga após o bloqueio correto dos implantes. Deste modo, pretende-

se com o estudo avaliar a presença de folga nos bloqueios em modelos de haste 



8 
 

intramedular bloqueada (HIB) (ângulo estável ou não), com diferentes configurações 

e tipo de implante de bloqueio após serem submetidos à carga de torção.  

 

4. Hipótese 

 

A hipótese é que a configuração ortogonal gerará melhor estabilidade, 

diminuindo o slack, assim como os implantes de bloqueio com ângulo fixo. Acredita-

se que o parafuso do tipo bolt poderá ter maior resistência aos testes, visto que, possui 

diâmetro de alma maior, aumentando o momento de inércia de área do implante. 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 



9 
 

5. Referências 

 

Ahmed AA, Susmel L. (2017) Additivelly manufactured PLA under static loading: 
strenght/cracking behaviour versus deposition angle. Procedia Structural Intregity. 
3:498-507. 

Alves EGL, Rezende CMF, Oliveira HP, Borges NF, Mantovani PF, Lara JS. (2010) 
Avaliação mecânica da placa de compósito de poli-hidroxibutirato e hidroxiapatita em 
modelos ósseos de gato. Arquivo Brasileiro de Medicina Veterinária e Zootecnia 
62:1367-1374. 

Bong MR, Kummer FJ, Koval KJ, Egol KA. (2007) Intramedullary nailing of the lower 
extremity: biomechanics and biology. Journal of the American Academy of 
Orthopaedic Surgeons 15:97–106. 

Brückner M, Unger M, Spies M (2016). Early Clinical Experience with a Newly 
Designed Interlocking Nail System - Targon VR Vet. Veterinary Surgery 45:754-763. 

Cristofolin L, Viceconti M, CAPPELLO A, Toni A. (1996) Mechanical validation of whole 
bone composite femur models. Journal of Biomechanics 2:525-435. 

Dallabrida AL, Schossler JE, Aguiar ESV, Amendola GF, Silva JHS, Soares JMD 
(2005). Análise biomecânica Ex vivo de dois métodos de osteossíntese de fratura 
diafisária transversal em fêmur de cães. Ciência Rural, clínica e cirurgia 35:116-
120. 

Decamp CE, Johnston SA, Dejardin LM, Schaefer SL. (2016) Handbook of Small 
Animal Orthopedics and Fracture Repair. 5. ed. St. Louis: Elsevier, p. 868. 

Dejardin LM, Cabassu JB, Guillou RP, Villwock M, Guiot LP, Haut C. (2014) In Vivo 

Biomechanical Evaluation of a Novel Angle‐Stable Interlocking Nail Design in a Canine 
Tibial Fracture Model. Veterinary Surgery 43:271-281. 

Dejardin LM, Guiot LP, Pfeil DJF. (2012) Interlocking Nails and Minimally Invasive 
Osteosynthesis. Veterinary Clinics: Small Animal Practice 42:935–962. 

Dejardin LM, Lansdowne JL, Sinnott MT, Sidebotham CG, Haut RC. (2006) In vitro 
mechanical evaluation of torsional loading in simulated canine tibiae for a novel 
hourglass-shaped interlocking nail with a self-tapping tapered locking design. 
American Journal of Veterinary Research 67:678-685. 

Dejardin LM, Perry KL, Pfeil DJFV, Guiot LP. (2019) Interlocking Nails and Minimally 
Invasive Osteosynthesis. Veterinary Clinics of North America: Small Animal 
Practice 50:67-100. 

Diamante GAC. (2021) Comparação biomecânica entre parafusos corticais com 
cimento ósseo e parafusos vertebrais poliaxiais de titânio, associados ou não 
ao cross-link na estabilização da coluna toracolombar ex vivo de cães. 94 f. 



10 
 

Dissertação (Doutorado) – Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia, 
Universidade de São Paulo. 

Fernandes MGA, Fonseca EMM, Barbosa MP, Natal RM. (2015) Análise Biomecânica 
das Fraturas Diafisárias do Fêmur (Tipo B) Utilizando Uma Haste Intramedular. 
Revista Iberoamericana de Ingeniería Mecánica 19:41-48. 

Haaland PJ, Sjöström L, Devor M, Haug A (2009). Appendicular fracture repair in dogs 
using the locking compression plate system: 47 cases. Veterinary and Comparative 
Orthopaedics and Traumatology, 22:309-315. 

Hammel SP, Pluhar GE, Novo RE, Bourgeault CA, Wallace LJ. (2006) Fatigue analysis 
of plates used for fracture estabilization in small dogs and cats. Veterinary Surgery 
35:573-578. 

Johnston SA, Von Pfeil DJF, Dejardin LM, Roe S, Weh M. (2017) Internal Fracture 
Fixation. In: Johnston SP, Tobias KM. Veterinary Surgery: Small Animal. St. Louis: 
Elsevier. 2ed. 

Kang J, Dong E, Li D, Dong S, Zhang C, Wang L. (2020). Anisotropy characteristics of 
microstructures for bone substitutes and porous implants with application of additive 
manufacturing in orthopaedic. Materials & Design, v.191. 

Lee DW, Lee JW, Kim SB, Park JH, Chung KS, Ha JK, Kim JG, Kim WJ (2017) 
Comparison of poly-l-lactic acid and poly-l-lactic acid/hydroxyapatite bioabsorbable 
screws for tibial fixation in acl reconstruction: clinical and magnetic resonance imaging 
results. Clinics in Orthopedic Surgery, 9:270-279. 

Lowenberg DW, Debaun MR, Sox-Harris A, Behn A. (2019) Infuence of fracture 
obliquity and interlocking nail screw confguration on interfragmentary motion in distal 
metaphyseal tibia fractures. European Journal of Orthopaedic Surgery & 
Traumatology 29 <doi:10.1007/s00590-019-02553-w>. 

Lucena DFV, Malta CAS, Dias LGGG, Minto BW. (2019) Description of a novel 
veterinary biplanar interlocking nail system. In: 46th Annual Veterinary Orthopedic 
Society Conference. Proceedings… Breckenridge: Veterinary Orthopedic Society. 

Moreno MR, Zambrano S, Dejardin LM, Saunders WB. (2017) Bone biomechanics and 
fracture biology. In: JOHNSTON SP, TOBIAS KM. Veterinary Surgery: Small 
Animal. St. Louis: Elsevier. p.1798-1876. 

Mukherjee S, Arambam MS, Waikhom S, Santos HA, Masatwar PV, Maske RG. (2017) 
Interlocking Nailing Versus Plating in Tibial Shaft Fractures in Adults: A Comparative 
Study. Journal of Clinical and Diagnostic Research 11:08-13. 

Patil DB, Adamiak Z, Piórek A. (2008) Veterinary interlocking nailing and its 
augmentation for fracture repair. Journal of Veterinary Sciences 11:187-191. 

Patkowski M, krolikowska A, Reichert P. (2016) Comparison of bioabsorbable 
interference screws composed of poly-l-lactic acid and hydroxyapatite (PLLA-HÁ) to 



11 
 

washer loc tibial fixation in patients after anterior cruciate ligament reconstruction of 
the knee joint. Polimery w medycynie 46:53-58. 

Pruitt LA, Chakravartula AM. (2011) Mechanics of Biomaterials: Fundamental 
Principles for Implant Design. New York: Cambridge University Press, p.681. 

Reems MR, Pluhar GE, Wheeler DL. (2006) Ex Vivo Comparison of One Versus Two 
Distal Screws in 8 mm Model 11 Interlocking Nails Used to Stabilize Canine Distal 
Femoral Fractures. Veterinary Surgery 35:161-167. 

Rosa N, Marta M, Vaz M, Tavares SMO, Simoes R, Magalhães FD, Marques AT. 
(2019) Intramedullary nailing biomechanics: Evolution and challenges. Journal of 
Engineering in Medicine 233:295–308. 

Rudloff MI. (2017) Fraturas de Membros Inferiores. In: Canale ST, Beaty JH. Campbell 
Cirurgia Ortopédica. Rio de Janeiro: Elsevier. 12ed.  

San Antonio T, Ciaccia M, Muller-Karger C, Casanova E. (2012). Orientation of 
orthotropic material properties in a femur FE model: A method based on the principal 
stresses directions. Medical engineering & Physics, 34, 914-919. 

Ting D, Cabassu JB, Guillou RP, Sinnott MT, Meyer EG, Haut RC, Dejardin LM. (2009) 
In Vitro Evaluation of the Effect of Fracture Configuration on the Mechanical Properties 
of Standard and Novel Interlocking Nail Systems in Bending. Veterinary Surgery 
38:881–887.  

Vignoli LL, Kenedi PP. (2016) Bone Anisotropy - Analytical and Finite Element 
Analysis. Latin American Journal of Solids and Structures, 13:1, 51–72.  

Von Pfeil DJ, Déjardin LM, Decamp CE, Meyer EG, Lansdowne JL, Weerts RJ, Haut 
RC. (2005) In vitro biomechanical comparison of a plate-rod combination-construct and 
an interlocking nail-construct for experimentally induced gap fractures in canine tibiae. 
American Journal of Veterinary Research 66:1536-1543. 

Wheeler JL, Stubbs WP, Lewis DD, Cross AR, Guerin SR. (2004) Intramedullary 
Interlocking Nail Fixation in Dogs and Cats: Biomechanics and Instrumentation. 
Surgery Compendium: Continuing Education for Veterinarians 26:519-528. 

Yao T, Deng Z, Zhang K, Li S. (2019) A method to predict the ultimate tensile strength 
of 3D printing polylactic acid (PLA) materials with different printing orientations. 
Composites Part B: Engineering, 163, 393–402.  

Zanetti EM, Bignardi C. Structural analysis of skeletal body elements: numerical and 
experimental methods. (2009) In: Leondes CT. Biomechanical Systems 
Technology: Muscular Skeletal Systems. London: World Scientific Publishing 
p.185-225. 

Zhao Z, Li Y, Ullah K, Sapkota B, Bi H, Wang Y. (2018) The antegrade angle-stable 
locking intramedullary nail for type-C distal femoral fractures: a thirty four case 
experience. International Orthopaedics 42:659–665. 



12 
 

Zolin I. (2011) Curso Técnico em Automação Industrial: Ensaios Mecânicos e 
Análises de Falhas, 3ed, Santa Maria: Universidade Federal de Santa Maria, Colégio 
Técnico Industrial de Santa Maria. 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 



13 
 

CAPÍTULO 2 – ANÁLISE BIOMECÂNICA TORCIONAL COMPARATIVA ENTRE 

DIFERENTES CONFIGURAÇÕES DE BLOQUEIO DE HASTE INTRAMEDULAR 

 

Normas do periódico “Veterinary and Comparative Orthopaedics and Traumatology” (Anexo 1) 

 

Resumo  

Objetivo: Comparar propriedades mecânicas por meio de teste de torção, avaliando a 

folga, amplitude angular e complacência de diferentes configurações de bloqueio de 

haste intramedular. Após o teste, avaliar explantação e integridade dos implantes e 

corpos de prova. 

Material e Métodos: Modelos de corpos de prova sintéticos simulando uma fratura em 

osso longo severamente cominutiva, tratados com diferentes configurações de 

bloqueio, G1 representa a haste intramedular bloqueada com parafusos paralelos 

(ângulo estável), G2 com parafusos ortogonais (ângulo estável), G3 com bolt paralelos 

e G4 bolt ortogonais. As construções foram testadas a partir de teste não destrutivo 

de torção e a complacência do construto, a amplitude angular máxima e a folga foram 

comparadas estatisticamente (p≤0,05). 

Resultados: Todas as construções apresentaram folga. Mesmo assim, a haste em 

ângulo estável com parafuso paralelo e ortogonal apresentaram maior estabilidade, 

com menor valor de folga e amplitude angular. A complacência de todas as 

construções foram estatisticamente semelhantes. Os implantes foram recuperados 

após o teste de torção e foram explantados sem dificuldades e íntegros em todos os 

grupos. Os corpos de prova dos grupos G3 e G4 tiveram as bordas dos orifícios com 

maiores danos que o G1 e G2. 

Conclusões: O bloqueio multiplanar com parafuso bloqueado ou não podem contornar 

o desafio de pouco estoque ósseo para fixação, principalmente em fraturas 

metafisárias e distais. A haste utilizando bloqueio em ângulo estável com parafuso, 

demonstrou melhor estabilidade que o bloqueio com bolt.  

Palavras-chave: ângulo estável; bloqueio multiplanar; bolt; ortogonal; teste de torção. 

 

 



14 
 

1. Introdução 

 

As hastes intramedulares bloqueadas (HIB) são consideradas implantes 

padrão ouro na medicina e vem expandindo na ortopedia veterinária em fraturas 

diafisárias de tíbia, fêmur e úmero.  O método de aplicação da HIB pode ser realizado 

com abordagem minimamente invasiva, seguindo os princípios da osteossíntese 

biológica, preservando o coágulo primordial e a biologia da fratura. Ademais, HIB 

proporciona alinhamento funcional do membro, resistência as forças torcionais através 

do bloqueio haste e parafuso, resiste a flexão pelo formato cilíndrico da haste e à 

carga de flexão cíclica de forma superior quando comparada a outros implantes, em 

virtude da disposição da haste no eixo neutro do osso (1,2). 

Com a expansão do uso da HIB pelos resultados clínicos favoráveis em 

humanos e medicina veterinária, a utilização do implante aumentou e limitações 

clínicas começaram a serem relatadas (3,4). Sendo assim, estudos foram 

desenvolvidos e observou-se falha na estabilidade do constructo que poderia 

potencialmente levar ao movimento interfragmentário e, posteriormente, a 

cicatrização atrasada (5,6,7). Outras pesquisas investigativas com testes 

biomecânicos sugeriram que a instabilidade é causada pela falta de interação rígida 

entre a haste e o implante de travamento, provocando folga de torção na construção, 

conhecido como “slack” (8-11).  

As construções avaliadas em estudos in vitro revelaram que o slack, conhecido 

como folga, é resultado da discrepância entre o diâmetro do parafuso e o orifício da 

haste, e que sob torção, essa diferença é exacerbada pelo achatamento das roscas 

dos parafusos e por danos estruturais nas bordas dos orifícios das hastes induzidas 

pelo parafuso (8,12). Além disso, outro tipo de folga também pode existir na 

construção, chamado de backlash. O backlash é uma folga axial relativa entre a rosca 

do parafuso e a rosca do orifício do implante, causando micro movimento, que pode 

aumentar o desgaste do implante e piorar o posicionamento do parafuso (13,14). 

Apesar disso, o backlash é um fenômeno mecânico que necessita de maiores 

estudos, e ainda não existem estudos clínicos e biomecânicos que caracterizem sua 

importância (13,14). 



15 
 

Estes modelos de haste intramedular obtinham como sistema de travamento o 

contato do orifício da haste e o parafuso de bloqueio, não roscado a haste. O parafuso 

cortical possui menor momento de inércia de área (MIA) devido aos grandes filetes de 

rocas e não detém de interação rígida entre a haste e o parafuso, sendo assim, além 

da folga existente na construção, outras complicações relatadas neste modelo era a 

quebra do parafuso (10,12,15). 

Portanto, para solucionar os problemas existentes, o parafuso cortical foi 

substituído por implantes desprovidos de roscas denominados bolts. Os bolts 

conseguiram aumentar o MIA e diminuíram a folga, mas não anulou (9). A construção 

que melhorou a interação do orifício da haste e o parafuso, diminuindo 

consequentemente a folga, foi a haste intramedular bloqueada de ângulo estável (HIB-

AE) (16,17,18).   

Em estudo in vivo, comparou-se sistemas de bloqueio convencional e de ângulo 

estável a partir da consolidação óssea de fratura tibial canina, definida pela presença 

de calo ósseo em ponte dos cães. Os cães tratados com HIB-AE tiveram consolidação 

precoce (oito a dez semanas), enquanto a união clínica dos cães tratados com modelo 

de haste convencional foi alcançada após 12 semanas. Portanto, está consolidação 

precoce sugere processo de regeneração óssea em ambiente mais estável, 

demonstrando que as HIB-AE representam alternativa superior às hastes 

convencionais no tratamento de fraturas em ossos longos caninos (19).  

Apesar das inúmeras vantagens dos modelos de ângulo estável disponíveis, 

ainda existem algumas limitações para o seu uso, principalmente devido à disposição 

dos parafusos em fraturas muito distais (20). As fraturas metafisárias representam um 

grande desafio para fixação óssea, tanto pela metáfise óssea ter um canal medular 

mais largo que a região diafisária favorecendo a folga da construção, em razão da 

diminuição da interação entre a superfície endosteal e da haste intramedular, quanto 

pelo limitado estoque ósseo disponível, permitindo a fixação de apenas um parafuso, 

quando em disposição paralela (20,21,22). A fixação de apenas duas corticais por um 

parafuso, tem grandes chances de não resistir e falhar, principalmente em animais de 

grande porte e pesados (17,19).  

Sendo assim, a introdução da haste intramedular com bloqueio multiplanar 

possibilita a aplicação em fraturas metafisárias com limitado estoque ósseo disponível. 



16 
 

O bloqueio ortogonal é amplamente utilizado em humanos, mas, na medicina 

veterinária, o estudo ainda é escasso. Acredita-se que as hastes multiplanares com 

parafusos dispostos de forma ortogonal, ofereça maior estabilidade na fixação do que 

os modelos com parafusos paralelos entre si (convencionais) (20,21). Mas, poucos 

estudos comparam o sistema de bloqueio e a direção do bloqueio da haste. Portanto, 

são necessários maiores estudos para classificação e definição destes implantes. 

Desta maneira, para contornar as deficiências de conformações de haste atuais 

e obter maiores informações sobre a haste multiplanar, o objetivo do estudo relatado 

foi comparar as propriedades de torção de quatro tipos de construções de haste 

intramedular com ângulo estável ou não e multiplanar ou paralelo (convencional). 

Além disso, avaliar a explantação dos implantes de bloqueio da haste e conferir danos 

nos parafusos, hastes e corpos de prova após o teste de torção. 

 

2. Material e Métodos 

 

A pesquisa foi submetida e aprovada pela Comissão de Ética no uso de Animais 

(CEUA) (protocolo: 2135/21).  

 

2.1 Descrição dos implantes 

Foram utilizadas 28 hastes no experimento, confeccionadas em aço inoxidável 

316L, maciças, com dois orifícios proximais e dois distais, comprimento total de 175 

mm e 8 mm de diâmetro. A distância entre os orifícios foi padronizada em 11 mm, para 

região proximal e distal, e cada orifício com diâmetro de 3,5 mm (Figura 1).  

Quatro modelos de hastes foram confeccionadas para o estudo. Metade das 

hastes possuem orifícios proximais e distais paralelos e as demais com orifícios 

ortogonais para bloqueio. Além disso, parte das hastes possuem orifícios com roscas 

internas para bloqueio do parafuso específico para esse sistema, e a outra parte com 

orifícios não roscados, para acomodar bolt maciço liso. 

Dois modelos de bloqueio foram propostos para as hastes. O sistema de 

conexão entre o orifício da haste com rosca e parafuso roscado é chamado de haste 

intramedular bloqueada de ângulo estável (HIB-AE), e o outro sistema é formado pela 

haste com orifício não roscado e bolt (Figura 1).  



17 
 

      

Figura 1. Desenhos das hastes confeccionadas para o estudo (Programa CAD 
SOLIDWORKS® 2016). As hastes das figuras (B) e (D) são haste de bloqueio de 
ângulo estável com parafuso roscado e as (A) e (C) são hastes de orifício liso 
bloqueadas com bolt. As hastes com orifícios paralelos são (A) e (B) e orifícios 
ortogonais são as hastes (B) e (D). 

 

O parafuso possuía cabeça de 0,5 mm de diâmetro, com rosca em todo seu 

comprimento, sendo 3,5 mm de diâmetro externo e 2,9 mm de diâmetro interno (alma). 

Os referidos bolts possuem estruturalmente três porções distintas, a primeira delas, 

denominada “cabeça”, com 0,5 mm de diâmetro externo e formato quadrado para 

permitir acoplamento externo de chave específica para sua inserção. A segunda 

porção, denominada “área roscada” continha filetes de roscas (4,1 mm de diâmetro 

externo e 3,5 mm de diâmetro interno) e comprimento de 5 mm, com principal função 

de bloqueio por meio de roscas apenas na primeira cortical do corpo de prova (cortical 

cis). A terceira porção, “corpo” maciça, lisa, possuía 22 mm de comprimento e 3,5 mm 

de diâmetro. Esta porção se alocada através do interior dos orifícios da HIB e 

transpassava a segunda cortical do corpo de prova (cortical oposta – trans) (Figura 2). 

 



18 
 

 

Figura 2. Desenhos dos implantes de bloqueio que foram alocados no orifício das 
hastes. (A) Parafuso de bloqueio para hastes de ângulo estável com 3,5 mm de 
diâmetro externo e 2,9 mm de alma. (B) Bolt utilizado em hastes de orifício liso com 
área roscada de 4,1 mm de diâmetro e 3,5 mm de alma, e área maciça lisa com 3,5 
mm de diâmetro.  

 

2.2 Descrição dos corpos de prova 

Os corpos de provas foram projetados em programa computacional específico 

(SolidWorks® 2016), e impressos com o auxílio de impressora 3D, confeccionados em 

ácido poli láctico (PLA), fabricados em tamanho padronizado de 95 mm de 

comprimento, por 14 mm de diâmetro externo, com 3 mm de espessura de parede 

(cortical) e vazados interiormente no sentido longitudinal com diâmetro de 8 mm, 

permitindo a alocação de hastes intramedulares do mesmo diâmetro. 

As extremidades dos corpos de provas, denominadas bloco de apoio, 

apresentavam formato cônico, mimetizando a intersecção entre as porções ósseas 

(epífise/metáfise/diáfise), minimizando, assim como no tecido ósseo a mudança não 

drástica de formas geométricas, reduzindo o acúmulo de tensão na transição base-

coluna do corpo de prova e, consequentemente aumentando a resistência deste. O 

formato cônico mimetizando a intersecção das porções ósseas em corpos de prova 

sintéticos já foi descrito e padronizado em outros estudos biomecânicos que utilizaram 

HIB (8,15). Essas extremidades possuíam superfícies planas, facilitando a 

instrumentação na mesa e na máquina de ensaios. Foram utilizados dois corpos de 

B A 



19 
 

prova para cada haste, mimetizando duas colunas ósseas (proximal e distal), 

separadas por distância de 25 mm. Essa lacuna entre os corpos de prova teve o 

escopo de mimetizar fratura cominutiva e irredutível (falha crítica). Apenas o bloco de 

apoio do corpo de prova proximal possuía seção interna vazada (8 mm) para permitir 

a passagem da haste de mesmo diâmetro. 

 

2.3 Configurações dos grupos 

Quatro grupos foram padronizados no experimento, sendo cada grupo formado 

por sete réplicas. No grupo 1 (G1), os corpos de prova dispuseram de hastes 

intramedulares bloqueadas (HIB) de 8 mm de diâmetro, 175 mm de comprimento, 

apresentando orifícios de 3,5 mm, sendo dois no segmento proximal e dois no 

segmento distal, dispostos no mesmo plano (paralelos), todos roscados, para 

promover bloqueio dos parafusos em ângulo estável (Figura 3C) com a haste e com 

as corticais dos corpos de prova (Figura 3A).  

No grupo 2 (G2) as HIB possuem as mesmas medidas e características de 

bloqueio do G1, entretanto, os orifícios proximais e distais ficavam dispostos de forma 

ortogonal, ou seja, perpendicularmente entre si (Figura 3B). 



20 
 

  

 

O grupo 3 (G3) foi composto por hastes com diâmetro e comprimentos iguais 

ao G1 e G2, com dois orifícios não roscados proximais (3,5 mm de diâmetro) e dois 

orifícios não roscados distais (3,5 mm de diâmetro), dispostos paralelos entre si 

(Figura 4A). O bloqueio dos quatro orifícios realizou-se por meio de implantes (bolts) 

desenvolvidos especialmente para este estudo em tela. 

O grupo 4 (G4) foi composto de hastes de mesmo comprimento e diâmetro dos 

demais grupos, porém os quatro orifícios não serão roscados, assim como no G3 (sem 

roscas – lisos), porém dispostos em sentido perpendicular (iguais a configuração do 

G2, ou seja, ortogonais) (Figura 4B). Os implantes de bloqueio desse grupo foram os 

mesmos bolts já caracterizados no G3. 

 

 

 

Figura 3. Representações gráficas do Grupo 1 (A) e do Grupo 2 (B). Nota-se na 
imagem (A) duas representações evidenciando a haste intramedular bloqueada (HIB), 
os corpos de prova e os quatro parafusos de bloqueio paralelos entre si (uniplanar), 
estabilizando a haste em ângulo estável, ou seja, o implante foi rosqueado na haste. 
Na imagem (B) a diferença se encontra no bloqueio multiplanar, os parafusos foram 
inseridos e ficaram dispostos de forma ortogonal. 

A B 



21 
 

 

 

2.4 Ensaios Mecânicos 

Os ensaios mecânicos foram realizados no Laboratório de Biomecânica no 

Instituto de Ortopedia e Traumatologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de 

Medicina da Universidade de São Paulo. Vinte e oito corpos de prova foram 

submetidos a ensaios mecânicos não destrutíveis de torção. 

2.4.1 Ensaio de Torção 

 As amostras foram testadas não destrutivamente em torção em máquina 

projetada e construída no Laboratório de Biomecânica (23). A máquina tem a 

capacidade de submeter o corpo de prova a um momento de torção de até ±9 N.m a 

uma velocidade angular constante que pode ser ajustada na faixa de 0,5 a 8º/segundo. 

A B 

 20 mm 

 11 mm  11 mm 

 8
 m

m
 

 20 mm 

G
ru

p
o

 2

 2
0

 m
m

 

G
ru

p
o

 3

 8
 m

m
 

 1
1

 m
m

 
 1

1
 m

m
 

 8
 m

m
 

 2
0

 m
m

 

 8
 m

m
 G
ru

p
o

 4

G
ru

p
o

 1
A

A

B
B

C
C

D
D

E
E

F
F

8 8

7 7

6 6

5 5

4 4

3 3

2 2

1 1

D
E
SE

N
.

V
ER

IF.

A
P

R
O

V
.

M
A

N
U

F.

Q
U

A
LID

SE
 N
Ã

O
 ESP

E
C

IFIC
A

D
O

:

D
IM

E
N

SÕ
E
S E

M
 M

ILÍM
E
TR

O
S

A
C

A
B

A
M

. SU
P

ER
FÍC

IE
:

TO
LE

R
Â

N
C

IA
S:

   LIN
EA

R
:

   A
N

G
U

LA
R

:

A
C

A
B

A
M

EN
TO

:
R

EB
A

R
B

A
R

 E

Q
U

EB
R

A
R

A
R

E
STA

S

A
G

U
D

A
S

N
O

M
E

A
SSIN

A
TU

R
A

D
A

TA

M
A

TE
R

IA
L:

N
Ã

O
 M

U
D

A
R

 E
SC

A
LA

 D
O

 D
ESE

N
H

O
R

E
V

ISÃ
O

TÍTU
LO

:

D
E
S. N

º

E
SC

A
LA

:1
:2

FO
LH

A
 1

 D
E 1

A
3

P
ESO

: 

Tra
b

a
lh

o
 G

isla
in

e

 20 mm 

 11 mm  11 mm 

 8
 m

m
 

 20 mm 

G
ru

p
o

 2

 2
0

 m
m

 

G
ru

p
o

 3

 8
 m

m
 

 1
1

 m
m

 
 1

1
 m

m
 

 8
 m

m
 

 2
0

 m
m

 

 8
 m

m
 G
ru

p
o

 4

G
ru

p
o

 1
A

A

B
B

C
C

D
D

E
E

F
F

8 8

7 7

6 6

5 5

4 4

3 3

2 2

1 1

D
E
SE

N
.

V
ER

IF.

A
P

R
O

V
.

M
A

N
U

F.

Q
U

A
LID

SE
 N
Ã

O
 ESP

E
C

IFIC
A

D
O

:

D
IM

E
N

SÕ
E
S E

M
 M

ILÍM
E
TR

O
S

A
C

A
B

A
M

. SU
P

ER
FÍC

IE
:

TO
LE

R
Â

N
C

IA
S:

   LIN
EA

R
:

   A
N

G
U

LA
R

:

A
C

A
B

A
M

EN
TO

:
R

EB
A

R
B

A
R

 E

Q
U

EB
R

A
R

A
R

E
STA

S

A
G

U
D

A
S

N
O

M
E

A
SSIN

A
TU

R
A

D
A

TA

M
A

TE
R

IA
L:

N
Ã

O
 M

U
D

A
R

 E
SC

A
LA

 D
O

 D
ESE

N
H

O
R

E
V

ISÃ
O

TÍTU
LO

:

D
E
S. N

º

E
SC

A
LA

:1
:2

FO
LH

A
 1

 D
E 1

A
3

P
ESO

: 

Tra
b

a
lh

o
 G

isla
in

e

Figura 4. Representações gráficas do Grupo 3 (A) e do Grupo 4 (B). Nota-se na 
imagem (A) duas representações evidenciando a haste intramedular bloqueada 
(HIB), os corpos de prova e os quatro bolts de bloqueio paralelos entre si (uniplanar), 
estabilizando a haste. Na imagem (B) a diferença se encontra no bloqueio biplanar, 
os bolts foram inseridos e ficaram dispostos de forma ortogonal. 



22 
 

O sentido de rotação pode ser horário ou anti-horário e os erros nas medidas são de 

0,05º, para o deslocamento angular, e de 0,01 N.m, para o torque (Figura 5). 

 

 

Figura 5. Imagem fotográfica de máquina para ensaio de torção projetada e construída 
no Laboratório de Biomecânica do Instituto de Ortopedia e Traumatologia do Hospital 
das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo. 

 

Os ensaios de torção não destrutível foram baseados na metodologia de 

Dejardin et al. (2006) onde cada corpo de prova foi submetido a dez ciclos, cada ciclo 

se refere a aplicação de um torque de até 5 N.m no sentido horário e anti-horário a 

uma velocidade angular constante de 2º/s (8).  

 

2.5 Análise de dados 

Os dados provenientes da máquina de ensaios foram adquiridos por um 

programa de computador desenvolvido no laboratório de biomecânica que teve a 

função de registrar e visibilizar os valores de torque e deformação angular, a uma taxa 

de aquisição de dados de dez ciclos. Somente o último ciclo (décimo) foi analisado a 

complacência, amplitude angular e folga, assim como observado anteriormente em 

outros estudos (8,9,12,19).  

A complacência é definida como a inclinação na região linear do gráfico 

deformação angular versus momento de torção e é expressa em grau/N.m. As 



23 
 

complacências de torção foram determinadas para torção no sentido horário (fase de 

carga positiva) e anti-horário (fase de carga negativa). A inclinação foi calculada no 

ciclo positivo e negativo utilizando o método computacional de regressão linear entre 

os torques de 1,5 a 5 N.m quando o coeficiente de determinação (r2) for maior que 

0,99 (Figura 6). 

As curvas de complacência podem ser classificadas como unimodais, 

indicando resistência contínua em função da carga aplicada, ou bimodal, indicando, 

na região central do gráfico, uma deformação angular abrupta sem oferecer 

resistência ao torque aplicado, que está relacionado à folga existente na montagem e 

que lhe confere uma curva com o aspecto de ‘S’ (Figura 6).  

A seção central das curvas de complacência, representando a folga do 

constructo, não foi incluída no cálculo da complacência. A conformidade geral do 

construto, calculada como a conformidade média durante o carregamento positivo e 

negativo, foi usada para análises estatísticas. 

A amplitude angular, também conhecida como deformação angular foi 

calculada como a diferença entre os ângulos registrados nos torques máximo de 5 

N.m e mínimo de -5 N.m. 

A folga da construção foi definida como a região entre os pontos de 

interceptação no eixo Y (deformação angular) das projeções das complacências 

medidas nas cargas positivas e negativas. A análise da folga somente é possível na 

curva bimodal, onde não há resistência quantificável à carga (8,12) (Figura 6). 

 



24 
 

 

Figura 6. Representação genérica de duas curvas com comportamento unimodal e 
bimodal captadas durante o teste de torção. Os valores adquiridos foram calculados 
como a mudança no ângulo de torção de ± 1,5 N.m para ± 5 N.m nas fases de carga 
positiva (rotação no sentido horário) e negativa (rotação no sentido anti-horário) nos 
testes. A folga na construção foi calculada como a diferença entre a interceptação em 
y das complacências positivas e negativas. A amplitude angular máxima de cada 
construção foi calculada como a diferença no ângulo de torção entre os torques 
máximo e mínimo aplicados (8,12). 

 

2.6 Análise Estatística 

Os testes estatísticos foram realizados com o auxílio do programa no Software 

R (24). Os valores foram submetidos a análise de variância de uma via (ANOVA One-

Way), seguido pelo teste post-hoc de Tukey para comparação das médias de cada 

nível dos grupos. Posteriormente foi aplicado ao teste de Shapiro-Wilk, seguida pelo 

teste complementar de Levene para avaliar a confiabilidade dos testes. O nível de 

significância estabelecido em todos os testes foi de 5% (p≤0,05). 

 

3. Resultados 

 

Os quatro grupos apresentaram curvatura bimodal quando submetidos ao teste 

biomecânico de torção, ou seja, existe folga nas construções que refletiram em 



25 
 

mudança abrupta na deformação angular, sem resistência aos torques aplicados nos 

testes. No entanto, o G1, que representa a haste com parafusos paralelos, assim 

como G2, haste com parafusos ortogonais, a curvatura que representa a folga 

apresentou-se mais estreita que os outros grupos, demonstrando menor folga na 

construção (Figura 7). 

No G3 e G4, que são as hastes com bolt paralelos e ortogonais, 

respectivamente, apresentaram curvatura bimodal mais proeminente que os outros 

grupos, demonstrando maior folga que as outras construções. Essa disparidade pode 

ser observada por meio dos pontos de curvatura no eixo Y (deformação angular) nas 

projeções da complacência medidas nas cargas positivas e negativas (Figura 7). 

 

 

Figura 7. Ilustrações gráficas evidenciando curvas captadas dos quatro grupos 
durante o teste de torção, onde todos apresentaram curvatura bimodal. A imagem (A) 
representa o G1 (hastes com parafusos roscados paralelos entre si), (B) o G2 (hastes 
com parafusos roscados ortogonais entre si), (C) corresponde ao G3 (hastes com bolt 
paralelos entre si) e o (D) o G4 (hastes com bolt ortogonais entre si). Os pontos em 
vermelho representam a folga da construção, portanto, observa-se que a curvatura 
menos sigmoide e que possui os pontos mais próximos é da imagem B (G2) e a 
curvatura mais sigmoide, com os pontos mais espaçados é a imagem C (G3). 

 

A B 

C D 



26 
 

A amplitude angular máxima do G3 com construção formada pelo bloqueio bolt 

paralelo foi maior em comparação às outras construções. O G1 (bloqueio de parafuso 

paralelo) e o G2 (bloqueio de parafuso ortogonal) apresentaram o valor de amplitude 

angular iguais, sem diferença significativa (p < 0,05), os dois grupos mostraram menor 

amplitude angular quando submetido aos testes biomecânicos de torção. Isso revela 

que quando os G1 e G2 foram submetidos ao torque máximo de 5 N.m, a construção 

obteve menor deformação angular, e o G3 maior deformidade (Tabela 1) (Gráfico 1).  

 

 
Gráfico 1. Amplitude angular (graus) nos diferentes grupos: G1 (bloqueio paralelo com 
parafuso roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio 
paralelo com bolt) e G4 (bloqueio ortogonal com bolt). Letras diferentes indicam 
diferença significativa (p < 0,05) no teste de Tukey. 

 

As construções que obtiveram maior folga, sem diferença significativa (p < 0,05) 

entre elas, foi G3 (bloqueio bolt paralelo) e G4 (bloqueio bolt ortogonal), característica 

de uma construção mais instável. Os grupos que apresentaram menor folga foram o 

G2 e G1, demonstrando uma interação rígida entre os parafusos e os orifícios nas 

hastes, criando ambiente estável (Tabela 1) (Gráfico 2).  

 



27 
 

 
Gráfico 2. Folga (Graus) nos diferentes grupos: G1 (bloqueio paralelo com parafuso 
roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio paralelo com 
bolt) e G4 (bloqueio ortogonal com bolt). Letras diferentes indicam diferença 
significativa (p < 0,05) no teste de Tukey. 

Os dados da complacência não obtiveram diferenças significativas (p < 0,05) 

nos quatro grupos, ou seja, os bloqueios das hastes apresentaram resistência iguais 

em todos os grupos, quanto ao recuo às suas dimensões originais após a remoção da 

força (deformação elástica) (Tabela 1) (Gráfico 3). 

 

Gráfico 3. Complacência (Graus/N.m) nos diferentes grupos: G1 (bloqueio paralelo 
com parafuso roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio 
paralelo com bolt) e G4 (bloqueio ortogonal com bolt), em que não obtiveram 
diferenças significativas (p < 0,05). 



28 
 

Os resultados do teste de torção nos corpos de prova apresentados no 

presente estudo pelas variáveis folga, amplitude angular e complacência, trouxeram 

resultados semelhantes em cada grupo, ou seja, as sete réplicas de cada grupo foram 

estatisticamente equivalentes, segundo os valores de desvio padrão (Tabela 1).  

 

Tabela 1. Média, desvio padrão e valores mínimo e máximo dos das variáveis: folga, 
amplitude angular e complacência, dos quatros grupos, G1 (bloqueio paralelo com 
parafuso roscado), G2 (bloqueio ortogonal com parafuso roscado), G3 (bloqueio 
paralelo com bolt), G4 (bloqueio ortogonal com bolt), submetidos a teste de torção.  

Variável Tratamento Média DP Min Max 

Folga (Graus) 

G1 5,18b 1,02 3,32 6,34 
G2 4,52b 1,33 2,38 6,10 
G3 9,06ª 1,72 7,12 12,11 
G4 7,81ª 1,79 5,91 10,35 

Amplitude 
angular (Graus) 

G1 13,11c 0,81 12,00 14,45 
G2 12,51c 0,76 11,3 13,30 
G3 17,09ª 1,37 15,15 19,45 
G4 15,41b 1,30 13,85 17,40 

Complacência 
(Graus/N.m) 

G1 0,85ª 0,04 0,80 0,92 
G2 0,84ª 0,02 0,80 0,86 
G3 0,89ª 0,09 0,77 1,00 
G4 0,83ª 0,07 0,73 0,95 

DP: Desvio-padrão; Min: mínimo; Max: máximo. Letras diferentes dentro de cada variável indicam 

diferença significativa (p ≤ 0,05). 

 

A análise descritiva das características avaliadas considerou os valores de 

média e desvio-padrão dentro de cada grupo. O efeito do tratamento sobre as 

variáveis avaliadas foi obtido por meio da análise de variância de uma via (ANOVA 

One-Way), seguido pelo teste post-hoc de Tukey para comparação das médias de 

cada nível dos grupos. O resíduo do modelo de regressão foi considerado normal 

segundo o teste de Shapiro-Wilk e sua variância homocedástica pelo teste de Levene. 

O tamanho do efeito, ou seja, o quanto da variância da variável resposta é 

devido ao efeito do grupo, foi obtido por meio do Eta quadrado (ŋ2) - razão entre a 

variância do tratamento e a variância total. A folga apresentou tamanho de efeito de 

64%, amplitude angular 76% e complacência 13%, então, a variável amplitude angular 

mostrou grande significância no estudo e a complacência, baixo efeito. 

Os parafusos utilizados para o bloqueio das hastes foram recuperados após o 

teste de torção e foram explantados sem dificuldades em todos os grupos. Além disso, 



29 
 

não haviam sinais macroscópicos de desgaste ou achatamento das roscas dos 

parafusos, todos estavam íntegros, assim como as hastes. Os corpos de prova de 

todos os grupos apresentaram danos estruturais macroscópicos nas bordas da 

cortical cis dos orifícios dos parafusos, já a cortical trans manteve-se íntegra. Os 

grupos G3 e G4 tiveram as bordas dos orifícios dos corpos de prova mais danificados 

que o G1 e G2 (Figura 8).  

 

 
Figura 8. Imagens fotográficas dos corpos de prova dos quatro grupos G1 (hastes com 
parafusos roscados paralelos entre si), G2 (hastes com parafusos roscados 
ortogonais entre si), G3 (hastes com bolt paralelos entre si) e o G4 (hastes com bolt 
ortogonais entre si), após teste de torção (não destrutível). Observe que em todos eles 
as bordas dos orifícios apresentaram danos macroscópicos pelo momento de torção 
do corpo do parafuso pressionando a borda do corpo de prova. 
 

4. Discussão 

 

No presente estudo se avaliou a folga, amplitude angular e complacência por 

meio do teste de torção em quatro alternativas de bloqueio para haste intramedular. 

A hipótese inicial era de que a configuração multiplanar geraria melhor estabilidade 

que as outras configurações, pela conformação ortogonal dos implantes de bloqueio, 

assim como os implantes de bloqueio com ângulo estável. 

Após o teste torcional, as configurações ortogonais obtiveram o mesmo valor 

de folga que as configurações paralelas, quando comparados com implantes de 

bloqueio semelhantes. Mas, a mudança no posicionamento de um dos parafusos, 

criando ângulo ortogonal entre os dois implantes intertravados, diminuiu 



30 
 

significativamente a deformação angular quando submetidas ao torque máximo, 

permitindo sua fixação em fragmentos mais próximos da articulação adjacente em um 

cenário clínico hipotético.  

Portanto, a adição de implantes de bloqueio oblíquos promove estabilidade 

mecânica superior aos construtos comparativamente às construções bloqueadas com 

bolt com as configurações utilizadas neste estudo e estatisticamente semelhante a 

hastes bloqueadas com parafusos paralelos em ângulo estável. Os autores deste 

estudo acreditam que a geometria transversal dos parafusos oblíquos adiciona rigidez 

à construção (25). No estudo de Laflamme et al. (2003) observou-se que a construção 

de haste intramedular com parafusos oblíquos pode proporcionar estabilidade 

comparável a uma osteossíntese de placa com parafusos corticais (25). E, ainda, os 

autores (25) concluíram que a adição de parafusos ortogonais posicionados 

proximalmente aumenta a estabilidade média em mais de 50% em comparação com 

apenas parafusos transversais, resultado diferente dos testes aqui realizados, onde a 

estabilidade da construção foi semelhante entre parafusos ortogonais e paralelos, 

corroborando com Lucena et al. (2019) (26).  

Atualmente, há escassez de estudos relacionados a bloqueios multiplanares 

em hastes intramedulares na medicina veterinária, porém, existem diversos relatos na 

medicina humana, em que a haste com parafusos multiplanares obtiveram 

estabilidade e consolidação óssea precoce, e conseguiram com sucesso contornar o 

desafio de pouco estoque ósseo para a fixação óssea, principalmente em fraturas 

distais de tíbia (27-30). 

O método de fixação ortogonal também é utilizado em fixadores esqueléticos 

externos, onde os pinos são dispostos a 60 ou 90 graus entre eles, possibilitando 

aumentar a resistência e rigidez contra deformações torcionais (31,32). Resultados 

mecânicos semelhantes também foram observados em fixadores externos circulares, 

onde os planos ortogonais nas configurações multiplanar e circular maximizam a 

estabilidade e minimizam o cisalhamento (33,34). Sendo assim, os autores acreditam 

que os resultados favoráveis da geometria ortogonal apresentados em fixadores 

ortogonais, também podem ser notados em hastes intramedulares ortogonais. 

A amplitude angular máxima experimentada por uma construção é o resultado 

tanto da complacência quanto da folga, quando presente (10). A partir dos resultados 



31 
 

obtidos, apesar do valor de complacência semelhante entre os grupos, a amplitude 

angular máxima entre todas as construções foi maior na haste com bolt, ou seja, 

quando a construção foi submetida ao toque máximo de 5 N.m, sofreu maior 

deformidade elástica, e essa característica está diretamente relacionada pela folga 

significativamente maior que os outros grupos (9,12).  

A folga demonstra a falta de interação rígida entre os parafusos e os orifícios 

nas hastes, criando ambiente instável (19). Os autores deste trabalho acreditam que 

a folga que todos os grupos apresentaram, foi afetada principalmente pelo fenômeno 

mecânico chamado backlash, que é um micro movimento de folga axial relativa entre 

a rosca do parafuso e a rosca do orifício do implante, diferente do slack, já mencionado 

anteriormente, que é a folga entre o parafuso e o orifício da haste ausente de rosca 

(13,14). O backlash pode aumentar o desgaste e acumular ao longo do tempo, 

resultando em posicionamento impreciso do parafuso (14). Há escassez na literatura 

sobre o assunto, mas é um fenômeno mecânico que existe e possui patente de 

implante de haste intramedular com dispositivo anti-backlash para anular esta 

movimentação (35). Outra alternativa de implantes que poderiam anular a folga, como 

visto em outros estudos, são as configurações com orifícios cônicos, que atuam como 

unidade rígida e impedem qualquer movimento entre a haste e o bloqueio, podendo 

gerar melhor estabilidade que a construção aqui apresentada (9,10,17). 

Do ponto de vista clínico, a deformação do construto contribui para o nível de 

tensão sustentado no local da fratura. Uma construção relativamente complacente, 

permitindo deformação sutil e contínua no local da fratura, pode ser propícia à 

consolidação óssea (36,37). Por outro lado, a presença de folga de construção aguda, 

contribuindo para até 50% da deformação total em construções de haste intramedular, 

é provavelmente responsável por tensões de cisalhamento de tecido abruptas e altas 

que podem potencialmente retardar a cicatrização óssea (38). 

Sendo assim, sabe-se que um ambiente estável na fixação da fratura auxilia o 

processo de cicatrização, com formação precoce de calo ósseo forte e maduro, como 

foi descrito no estudo de Dejardin et al., (2014), onde os espécimes tratados com haste 

intramedular de ângulo estável levaram à formação de calo ósseo mais forte e maduro 

quando comparado com a haste intramedular convencional (19). Sendo assim, apesar 

das configurações das hastes do presente estudo apresentarem grau quantitativo de 



32 
 

folga, é importante classificar a importância que esse valor tem frente à ensaios in 

vivo, e se este valor de folga pode prejudicar o processo de cicatrização óssea no 

paciente; visto que, a folga no grupo de haste intramedular com parafuso foi 42,76% 

menor e obteve 23,38% menor deformação angular, quando submetidos ao torque 

máximo. 

A configuração com bloqueio bolt, avaliada no presente estudo, tinha rosca 

positiva para bloqueio da cortical cis, evitando que a rosca diminuísse o diâmetro 

interno do bolt e, consequentemente, o momento de inercia de área do implante de 

bloqueio, além de evitar a fragilidade que existiria na transição da porção maciça e 

porção roscada (9,39,40). Essas alterações aumentaram o MIA. Além disso, as roscas 

estavam localizadas adjacentes à cabeça do parafuso e engatadas no córtex cis, que 

impede a migração do parafuso (41). 

Mesmo assim, os corpos de prova com implantes tipo bolt tiveram maior folga 

e amplitude angular quando comparado aos outros grupos, igualmente observado no 

estudo de Goet et al., (2009), onde substitutos ósseos tibiais sintéticos implantados 

com haste intramedular bloqueada com bolt, submetido a testes de torção com torque 

máximo de 5N.m em 10 ciclos, apresentou gráfico de complacência bimodal (42). 

Neste mesmo estudo, a alternativa sugerida pelos autores para contornar a folga da 

construção foi de substituir o bolt por pinos estendidos conectados a um fixador 

esquelético externo tipo-IA, reduzindo significativamente a complacência da 

construção e a deformação geral em torção, flexão e compressão (42). No presente 

estudo, o bolt possui a área roscada no início do corpo, fixado na primeira cortical do 

corpo de prova, sendo assim, não há bloqueio na haste, apresentando nos testes 

menor resistência. Sendo assim, os autores sugerem que este bolt seja substituído 

por um bolt com rosca central e com haste roscada, para que seja de ângulo estável.  

As variantes, folga, complacência e amplitude angular, captadas a partir do 

teste de torção, foram avaliadas de forma similar a outros estudos (8-10,12). No 

presente estudo, os tipos de bloqueio avaliados com parafuso em ângulo estável e 

bolt apresentaram gráfico com curvatura bimodal. As configurações de bloqueio com 

bolts também apresentaram folga nos outros estudos, mas a haste intramedular com 

parafuso cortical foi o grupo que obteve menor valor de folga e maior amplitude 

angular (8-10,12). A haste com parafuso cortical não foi aqui avaliada, porém, a haste 



33 
 

com parafuso em ângulo estável apresentou melhor estabilidade dentre os outros 

grupos, mesmo que ainda com folga. 

 A complacência de torção de uma haste intramedular é uma propriedade 

estrutural usada para prever a deformação sofrida pela configuração sob uma 

determinada força. Quanto maior a complacência, menos resistente a haste é à 

deformação sob um determinado momento (10). O teste biomecânico realizado no 

presente estudo foi não destrutivo, ou seja, não houve intenção de avaliar a 

capacidade de resistência física dos implantes até a falha, por isso, os grupos não 

obtiveram diferenças significativas (p > 0,05) nos valores de complacência, pois 

sofreram apenas deformidade elástica. Além disso, o tamanho do efeito obtido por 

meio do Eta quadrado (ŋ2) confirma o nível de significância da complacência no 

trabalho, atingindo apenas 13%, considerado baixo efeito (43). 

 O presente trabalho utilizou corpos de prova impressos em PLA como 

substituto do osso cadavérico. A escolha de um material sintético para os testes se 

mostraram adequados para o objetivo da pesquisa, resultando em linha de 

normalidade e distribuição normal. Além disso, os resultados das variâncias estavam 

homogêneos entre os grupos, mostrando a padronização adequada com resultado 

preciso. Corroborando com Cristofolini et al., (1996) e Pruitt e Chakravartula (2011) 

que citam que a variabilidade de tensão do material sintético é de 20 a 200 vezes 

menor que o osso cadavérico, gerando resultados mais consistentes (44,45). 

O ácido polilático (PLA) foi utilizado nos estudos de Zanetti e Bignardi (2009) e 

Pruitt e Chakravartula (2011), e eles relataram que optaram por um material sintético 

para confecção de corpos de prova com resistências mecânicas semelhantes ou 

superiores ao osso cortical (45,46). Apesar do PLA apresentar variações em suas 

propriedades mecânicas a depender da temperatura que é trabalhado, seu módulo de 

elasticidade se assemelha ao do osso cortical humano (47). Outra vantagem do 

material sintético relatada na literatura e constatada no presente estudo foi a facilidade 

de obtenção e de armazenamento das amostras (46). 

A variabilidade de ossos cadavéricos implica que para obter-se margem de 

confiança de 95%, é necessário obter amostragem com centenas de ossos, diferente 

do material sintético utilizado no presente estudo, onde a distribuição normal (n= 7) 

está de acordo com uma população inteira (44). Mesmo nos casos onde se colhe 



34 
 

amostra do mesmo cadáver, é difícil manter a padronização, uma vez que a 

estocagem e a descongelação desses ossos afetam a resistência do osso (46). 

A remoção do implante, embora não seja recomendada rotineiramente, pode 

se tornar necessária se complicações, como não união ou infecção, exigirem revisão. 

Sendo assim, em determinadas situações é necessário fazer explantação de 

implantes e há casos em que as técnicas de fixação dinâmica (com retirada de 

parafuso) podem reduzir significativamente o estresse exercido pelo sistema de 

hastes bloqueadas e produzir maior pressão de contato no local da fratura em 

comparação com a técnica de fixação estática (48). Portanto, no presente estudo, os 

implantes de bloqueio foram explantados sem dificuldades e podem ser utilizados em 

técnicas em que há necessidade de realizar fixação dinâmica, mas, para isso, estudos 

in vivo são necessários para confirmar essa possibilidade.  

Em estudos cíclicos com carga máxima, danos estruturais nas roscas do 

parafuso e nos orifícios das hastes podem dificultar a explantação dos parafusos, visto 

que estes testes são destrutivos, prejudicando a integridade estrutural dos parafusos 

(12). Portanto, nos testes de torção não destrutivos, onde há somente a deformidade 

elástica do implante, como no presente estudo, não houveram problemas ao retirar os 

implantes dos corpos de prova, da mesma maneira que os implantes estavam 

íntegros, corroborando com Dejardin et al. (2014) (19). 

Sabe-se que a folga da construção é a falta de interação rígida entre o 

dispositivo de travamento (bloqueio) e o orifício da haste, consequentemente, essa 

instabilidade que fornece movimentação entre o orifício da haste e o parafuso, danifica 

as estruturas adjacentes (10). Apesar dos implantes estarem íntegros 

macroscopicamente após o teste, os corpos de prova de todos os grupos 

apresentaram danos estruturais nas bordas dos orifícios dos parafusos, que pode ser 

ocasionado pela folga. No grupo com maior valor de folga, o dano à estas bordas 

foram maiores, e nas hastes com parafuso foram menores. Não existem relatos na 

literatura sobre a integridade de corpos de prova após testes de torção e qual a 

relevância desta característica. Portanto, são necessários mais estudos para 

conhecer o efeito deste dano e como melhor avaliá-lo.   

A significância de cada variante foi determinada a partir do tamanho do efeito, 

ou seja, o quanto de influência a variável possui nos grupos. A resposta é o efeito do 



35 
 

grupo, obtido por meio do Eta quadrado (ŋ2) - razão entre a variância do tratamento e 

a variância total. No presente estudo, a folga apresentou tamanho de efeito de 64%, 

amplitude angular 76% e complacência 13%. Portanto, a interpretação do tamanho do 

efeito é similar ao coeficiente de determinação, sendo valores de 0,10 a 0,30 como 

baixo efeito, 0,31 a 0,50 efeito moderado e maior que 0,51 grande efeito (43). Sendo 

assim, amplitude angular mostrou grande significância no estudo e a complacência, 

baixo efeito.  

 

5. Conclusão 

 

As configurações de bloqueio testadas apresentaram folga, mas as hastes 

intramedulares bloqueadas de ângulo estável promoveram maior estabilidade quando 

comparada aos implantes bolt. A construção multiplanar com parafuso obteve o 

mesmo desempenho que a paralela com o mesmo tipo de implante, estando apta a 

contornar o desafio de pouco estoque ósseo para fixação, principalmente em fraturas 

metafisárias e distais.  

 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 



36 
 

6. Referências 

 
1. Rudloff MI. (2017) Fraturas de Membros Inferiores. In: Canale ST, Beaty JH. 

Campbell Cirurgia Ortopédica. Rio de Janeiro: Elsevier. 12ed. 

2. Mukherjee S, Arambam MS, Waikhom S, Santos HA, Masatwar PV, Maske RG. 
(2017) Interlocking Nailing Versus Plating in Tibial Shaft Fractures in Adults: A 
Comparative Study. Journal of Clinical and Diagnostic Research 11:08-13. 

3. Duhautois B. (2003) Use of veterinary interlocking nails for diaphyseal fractures 
in dogs and cats: 121 cases. Veterinary Surgery 32:8–20. 

4. Horstman CL, Beale BS, Conzemius MG, et al. (2004) Biological osteosynthesis 

versus traditional anatomic reconstruction of 20 long‐bone fractures using an 
interlocking nail: 1994–2001. Veterinary Surgery 33:232–237. 

5. Wu CC: Humeral shaft nonunion treated by a Seidel interlocking nail with a 
supplementary staple. (1996) Clin Orthop Relat Res 326:203–208. 

6. Templeman D, Larson C, Varecka T, et al. (1997) Decision making errors in the 
use of interlocking tibial nails. Clin Orthop Relat Res 339:65–70 

7. Basinger RR, Suber JT. (2004) Two techniques for supplementing interlocking 
nail repair of fractures of the humerus, femur, and tibia: results in 12 dogs and 
cats. Veterinary Surgery 33:673–680 

8. Dejardin LM, Lansdowne JL, Sinnott MT, Sidebotham CG, Haut RC. (2006) In 
vitro mechanical evaluation of torsional loading in simulated canine tibiae for a 
novel hourglass-shaped interlocking nail with a self-tapping tapered locking 
design. American Journal of Veterinary Research 67:678-685. 

9. Lansdowne JL, Sinnott MT, Dejardin LM, et al. (2007) In vitro mechanical 
comparison of screwed, bolted, and novel interlocking nail systems to buttress 
plate fixation in torsion and mediolateral bending. Veterinary Surgery, 36:368–
377. 

10. Dejardin LM, Guillou RP, Ting D, et al. (2009) Effect of bending direction on the 
mechanical behaviour of interlocking nail systems. Vet Comp Orthop Traumatol 
22:264–269. 

11. Horn J, Linke B, Hontzsch D, et al. (2009) Angle stable interlocking screws 
improve construct stability of intramedullary nailing of distal tibia fractures: a 
biomechanical study. Injury Int J Care Injured 40:767–771. 

12. Von Pfeil DJ, Déjardin LM, Decamp CE, Meyer EG, Lansdowne JL, Weerts RJ, 
Haut RC. (2005) In vitro biomechanical comparison of a plate-rod combination-
construct and an interlocking nail-construct for experimentally induced gap 
fractures in canine tibiae. American Journal of Veterinary Research 66:1536-
1543. 

13. Nook C. The Acme Lead Screw Backlash Survival Guide. Helix Linear 
Technologies. In:https://www.helixlinear.com/blog/lead-screws/the-acme-lead-
screw-backlash-survival-guide/. Acesso em: 31/03/2022. 



37 
 

14. Vécsei V. Pertrochanteric Fractures (2014). In: Oestern HJ, Trentz O, Uranues 
S. Bone and Joint Injuries. Berlin: Springer, p.260 

15. Ting D, Cabassu JB, Guillou RP, Sinnott MT, Meyer EG, Haut RC, Dejardin LM. 
(2009) In Vitro Evaluation of the Effect of Fracture Configuration on the 
Mechanical Properties of Standard and Novel Interlocking Nail Systems in 
Bending. Veterinary Surgery 38:881–887. 

16. Kaspar K, Schell H, Seebeck P, Thompson MS, Schütz M, Haas NP, Duda GN. 
(2005) Angle stable locking reduces interfragmentary movements and promotes 
healing after unreamed nailing. Study of a displaced osteotomy model in sheep 
tibiae. J Bone Joint Surg Am; 87:2028- 2037. 

17. Dejardin LM, Guiot LP, Pfeil DJF. (2012) Interlocking Nails and Minimally Invasive 
Osteosynthesis. Veterinary Clinics: Small Animal Practice 42:935–962. 

18. Dejardin LM, Perry KL, Pfeil DJFV, Guiot LP. (2019) Interlocking Nails and 
Minimally Invasive Osteosynthesis. Veterinary Clinics of North America: Small 
Animal Practice 50:67-100. 

19. Dejardin LM, Cabassu JB, Guillou RP, Villwock M, Guiot LP, Haut C. (2014) In 

Vivo Biomechanical Evaluation of a Novel Angle‐Stable Interlocking Nail Design 
in a Canine Tibial Fracture Model. Veterinary Surgery 43:271-281. 

20. Lowenberg DW, Debaun MR, Sox-Harris A, Behn A. (2019) Infuence of fracture 
obliquity and interlocking nail screw confguration on interfragmentary motion 
in distal metaphyseal tibia fractures. European Journal of Orthopaedic 
Surgery & Traumatology 29 <doi:10.1007/s00590-019-02553-w>. 

21. Chen AL, Tejwani NC, Joseph TN, Kummer FJ, Koval KJ. (2001) The effect of 
distal screw orientation on the intrinsic stability of a tibial intramedullary nail. 
Bulletin Hospital for Joint Diseases 60:2. 

22. Zhao Z, Li Y, Ullah K, Sapkota B, Bi H, Wang Y. (2018) The antegrade angle-
stable locking intramedullary nail for type-C distal femoral fractures: a thirty four 
case experience. International Orthopaedics 42:659–665. 

23. Diamante GAC. (2021) Comparação biomecânica entre parafusos corticais 
com cimento ósseo e parafusos vertebrais poliaxiais de titânio, associados 
ou não ao cross-link na estabilização da coluna toracolombar ex vivo de 
cães. 94 f. Dissertação (Doutorado) – Faculdade de Medicina Veterinária e 
Zootecnia, Universidade de São Paulo. 

24. R Core Team (2020). R: A language and environment for statistical computing. 
R Foundation for Statistical Computing, Vienna, Austria. URL https://www.R-
project.org/ 

25. Laflamme G, Heimlich D, Stephen D, Kreder H, Whyne C (2003). Proximal Tibial 
Fracture Stability with Intramedullary Nail Fixation Using Oblique Interlocking 
Screws. Journal of Orthopedic Trauma 17: 496 – 502. 

26. Lucena DFV, Malta CAS, Dias LGGG, Minto BW. (2019) Description of a novel 
veterinary biplanar interlocking nail system. In: 46th Annual Veterinary 
Orthopedic Society Conference. Proceedings… Breckenridge: Veterinary 
Orthopedic Society. 



38 
 

27. Bedi A, Le TT, Karunakar MA (2006). Surgical Treatment of Nonarticular Distal 
Tibia Fractures. Journal of the American Academy of Orthopaedic Surgeons 
14:406-414. 

28. Mahajan NP, Pawar ED, Supe AC, Mangukiya HJ (2018). Role of tibia 
interlocking nail in treating distal tibial metadiaphyseal fractures: study of 46 
cases. International Journal of Research in Orthopaedics 4(1):65-71. 

29. Kenganal PB, Nayak AR, BB D, Bagewadi R, Kulkarni SR, Kumar A (2019). 
Functional outcome of metaphyseal and diaphyseal fractures of tibia treated with 
expert tibial interlocking nail: A prospective study. International Journal of 
Orthopaedics Sciences 5(1): 48-52. 

30. Hopf JC, Nowak TE, Mehler D, Arand C, Gruszka D, Rommens PM 
(2021). Nailing of proximal ulna fractures: biomechanical comparison of a new 
locked nail with angular stable plating. European Journal of Trauma and 
Emergency Surgery 47(Suppl 1). 

31. Roberts S, Dodds J, Perry K, Beck D, Seligson D, Voor M. Hybrid External 
Fixation of the Proximal Tibia: Strategies to Improve Frame Stability (2003). 
Journal of Orthopaedic Trauma 17: 415 – 420. 

32. Lenarz C, Bledsoe G, Watson J. Circular External Fixation Frames with Divergent 
Half Pins A Pilot Biomechanical Study (2008). Clin Orthop Relat Res 466(12): 
2933-2939. 

33. Paley D. Biomechanics of the llizarov external fixator (1991). In: Bianchi-Maiocchi 
A, Aronson J, editors. Operative Principles of Ilizarov: Fracture, Treatment, 
Nonunion, Osteomyelitis, Lengthening Deformity Correction. Milan, Italy: 
Williams & Wilkins pg. 31–41. 

34. Tyagi SK, Aithal HP, Kinjavdekar P, Amarpal, Pawde AM, Srivastava T, Singh J, 
Madhu DN (2015). In vitro biomechanical testing of different configurations of 
acrylic external skeletal fixator constructs. Vet Comp Orthop Traumatol 28(04): 
227-233. 

35. Schlienger A e Buettler M. Erriegelungsschraube für marknagel locking 
screw for an intramedullary nail vis de blocage pour clou intramedullaire, 
EP 1 601 297 B1, mar. 07, 2003. 

36. Kenwright J, Goodship AE, Evans M (1984). The influence of intermittent micro 
movement upon the healing of experimental fractures. Orthopedics 7:481–484. 

37. Kenwright J, Richardson JB, Goodship AE et al (1986). Effect of controlled axial 
micromovement on healing of tibial fractures. Lancet 2: 1185–1187. 

38. Augat P, Burger J, Schorlemmer S et al (2003). Shear movement at the fracture 
site delays healing in a diaphyseal fracture model. J Orthop Res; 21:1011–1017. 

39. Muir P, Johnson KA, Markel MD (1995). Area moment of inertia for comparison 
of implant cross-sectional geometry and bending stiffness. Vet Comp Orthop 
Traumatol 8:146-152. 

40. Mazzocca AD, DeAngelis JP, Caputo AE, Browner BD, Mast JW, Mendes MW 
(2008). Principles of internal fixation. In.: Browner BD, Jupiter JB, Krettek C, 



39 
 

Anderson PA Skeletal Trauma: Basic Science, Management, and 
Reconstruction. Filadélfia: Saunders 83-141. 

41. Wheeler JL, Stubbs WP, Lewis DD, Cross AR, Guerin SR. (2004) Intramedullary 
Interlocking Nail Fixation in Dogs and Cats: Biomechanics and Instrumentation. 
Surgery Compendium: Continuing Education for Veterinarians 26:519-528. 

42. Goett SD, Sinnott MT, Ting D, Basinger RR, Haut RC, Dejardin LM (2007). 
Mechanical Comparison of an Interlocking Nail Locked with Conventional Bolts 
to Extended Bolts Connected with a Type-Ia External Skeletal Fixator in a Tibial 
Fracture Model. Veterinary Surgery 36(3), 279–286. 

43. Tomczak M e Tomczak E (2014). The need to report effect size estimates 
revisited. An overview of some recommended measures of effect size. Trends in 
Sport Sciences 1(21):19-25. 

44. Cristofolin L, Viceconti M, Cappello A, Toni A. (1996) Mechanical validation of 
whole bone composite femur models. Journal of Biomechanics 2:525-435. 

45. Pruitt LA, Chakravartula AM. (2011) Mechanics of Biomaterials: Fundamental 
Principles for Implant Design. New York: Cambridge University Press, p.681. 

46. Zanetti EM, Bignardi C. Structural analysis of skeletal body elements: numerical 
and experimental methods. (2009) In: Leondes CT. Biomechanical Systems 
Technology: Muscular Skeletal Systems. London: World Scientific Publishing 
p.185-225. 

47. Rosa N, Marta M, Vaz M, et al (2017). Recent developments on intramedullary 
nailing: a biomechanical perspective. Ann N Y Acad Sci 1408:20-31. 

48. Shih KS, Hsu CC, Hsu, TZ. A biomechanical investigation of the effects of static 
fixation and dynamization after interlocking femoral nailing: A finite element study 
(2012). Trauma 72(2):E46-E52. 

 

 

 
 
 

 

 

 

 

 

 

 

 



40 
 

ANEXO 1 – Normas para elaboração do “Capítulo 2”   

 

O capítulo 2 foi elaborado em formato de artigo científico seguindo as normas 

do periódico Veterinary and Comparative Orthopaedics and Traumatology (VCOT), 

cujo ISSN 0932-0814 e o eISSN é 2567-6911. Tal periódico é de grande relevância 

em ortopedia e traumatologia veterinária.  

As normas utilizadas podem ser encontradas no seguinte site: 

https://www.thieme.com/media/ita/VCOT_Author_Instructions.pdf.