Rendimiento biomecánico de una nueva luz. - Colina Co., Ltd del arándano de Quanzhou

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 9339 (2023) Citar este artículo

Detalles de métricas

Las fracturas óseas traumáticas a menudo son lesiones debilitantes que pueden requerir fijación quirúrgica para asegurar una curación suficiente. Actualmente, los materiales de osteosíntesis más utilizados son los de base metálica; sin embargo, en ciertos casos, como las fracturas osteoporóticas conminutas complejas, es posible que no proporcionen la mejor solución debido a su naturaleza rígida y no personalizable. En particular, en las fracturas de falange, se ha demostrado que las placas de metal inducen rigidez articular y adherencias de tejidos blandos. Se ha desarrollado un nuevo método de osteosíntesis que utiliza un compuesto polimérico fotopolimerizable. Este método ha demostrado ser una solución versátil que pueden moldear los cirujanos in situ y se ha demostrado que no provoca adherencias en los tejidos blandos. En este estudio, se comparó el rendimiento biomecánico de AdhFix con placas de metal convencionales. Las osteosíntesis se probaron en siete grupos diferentes con diferentes modalidades de carga (flexión y torsión), tamaño del espacio de la osteotomía y tipo y tamaño de fijación en un modelo de falange de oveja. AdhFix demostró rigideces estadísticamente más altas en torsión (64,64 ± 9,27 y 114,08 ± 20,98 Nmm/° frente a 33,88 ± 3,10 Nmm/°) y en fracturas reducidas en flexión (13,70 ± 2,75 Nm/mm frente a 8,69 ± 1,16 Nmm/°), mientras que las placas metálicas fueron más rígidas en fracturas no reducidas (7,44 ± 1,75 Nm/mm vs. 2,70 ± 0,72 Nmm/°). Las placas de metal resistieron pares de torsión equivalentes o significativamente mayores (534,28 ± 25,74 Nmm frente a 614,10 ± 118,44 y 414,82 ± 70,98 Nmm) y momentos de flexión significativamente mayores (19,51 ± 2,24 y 22,72 ± 2,68 Nm frente a 5,38 ± 0,73 y 1,22 ± 0.30 Nuevo Méjico). Este estudio ilustró que la plataforma AdhFix es una solución viable y personalizable que es comparable a las propiedades mecánicas de las placas de metal tradicionales dentro del rango de valores de carga fisiológica informados en la literatura.

Las fracturas óseas traumáticas suelen ser lesiones debilitantes que requieren fijación quirúrgica para una curación óptima. Se espera que la frecuencia y la carga económica de estas lesiones aumenten debido a una población cada vez más anciana y más osteoporótica1. Hoy en día, los implantes metálicos tradicionales se consideran el material de osteosíntesis de referencia clínica en el tratamiento quirúrgico de la mayoría de las fracturas óseas traumáticas2. En muchos casos, se ha demostrado que los implantes de base metálica proporcionan una excelente estabilidad biomecánica y potencial de cicatrización3,4. Sin embargo, en algunos casos clínicos, los materiales a base de metal son una solución inflexible que carece de la versatilidad necesaria para diversas morfologías de fractura. Además, se ha demostrado que el revestimiento de metal tradicional a menudo induce efectos secundarios y complicaciones como rigidez, falta de unión, prominencia del hardware y ruptura del tendón5. Esto es especialmente cierto en el caso de las fracturas tubulares en la mano y el antebrazo, que son algunas de las lesiones esqueléticas más comunes4,6,7,8 y requieren una movilización temprana para una consolidación ósea suficiente9. Si bien las fracturas simples en la mano pueden tratarse sin cirugía con un yeso o una férula externa, a menudo se requiere tratamiento quirúrgico para las fracturas inestables o desplazadas4,10,11.

Se está desarrollando un nuevo método de osteosíntesis, AdhFix, para adaptarse a estas insuficiencias clínicas. AdhFix utiliza un compuesto polimérico fotopolimerizable para proporcionar soluciones de fijación altamente personalizables12,13,14,15. El método implica la inserción de tornillos metálicos en los fragmentos óseos, seguido de la construcción in situ de una placa compuesta de polímero en la configuración deseada. El compuesto biocompatible está formado por monómeros trifuncionales de alilo y tiol traizina-triona y una alta concentración de hidroxiapatita13. Se le da forma in situ y se cura rápidamente en un material rígido a través de la química de acoplamiento de tiol-eno inducida por luz visible de alta energía (HEV), lo que brinda a los cirujanos una solución de fijación altamente personalizable como alternativa al recubrimiento metálico. Además de su capacidad de personalización, se ha demostrado que el compuesto utilizado en AdhFix no tiene adherencias de tejidos blandos después de 12 meses en un modelo de rata in vivo13.

Para ser una solución clínicamente viable, este novedoso sistema debe ser capaz de soportar modos y magnitudes de carga fisiológicamente relevantes sin fallar. Las investigaciones iniciales del nuevo compuesto se han llevado a cabo investigando sus propiedades mecánicas13, mostrando valores de módulo de 6,6 (0,2) GPa y valores de tensión máxima de 69 (3) MPa. El compuesto se utilizó con el método AdhFix para fijar fracturas en huesos de roedores in vivo y porcinos ex vivo, lo que reveló su idoneidad para estabilizar fracturas en proceso de curación y su falta de bioabsorción durante 12 meses. Sin embargo, los modelos de animales grandes, como las ovejas, ofrecen un metabolismo óseo y un tamaño esquelético similares a los de los humanos, lo que proporciona un sustituto representativo para establecer métodos ortopédicos y evaluar la estabilidad de la fijación16. En este estudio, investigamos el rendimiento biomecánico de la plataforma AdhFix comparándola con una solución de osteosíntesis tradicional, es decir, placas y tornillos metálicos de bloqueo de acero inoxidable. Ambas plataformas fueron comparadas mediante carga en cuatro puntos de flexión y torsión en un modelo ex vivo de falange ovina de fracturas transversales estables e inestables. Además, dado que AdhFix se construye in situ a mano, se investigó la reproducibilidad de la morfología de cada construcción y la biomecánica resultante. La hipótesis de este estudio fue que no habría diferencia en la estabilidad de la fijación entre la plataforma AdhFix y el hardware metálico tradicional tanto en flexión como en torsión en fracturas reducidas y desplazadas. Otra hipótesis es que el ancho del parche AdhFix hecho a medida influiría en la estabilidad de la fijación en torsión, lo que demuestra la capacidad de personalización de la plataforma.

Se recolectaron cuarenta y un falanges proximales ovinas después de la eutanasia de estudios en animales previamente aprobados que involucraban ovejas esqueléticamente maduras (edad 3,59 ± 1,05 años; peso 73,28 ± 2,46 kg). Ningún animal fue sacrificado para el propósito de este estudio. Se extirparon las falanges, se despojaron de los tejidos blandos, incluido el periostio (Fig. 1a,b), y se envolvieron con gasas empapadas en solución de ringer. Las muestras se asignaron a siete grupos de estudio (Tabla 1) según el tamaño del espacio de la osteotomía (fracturas reducidas de 0 mm o fracturas desplazadas de 3 mm), el tipo de fijación (AdhFix o placa metálica), la modalidad de carga (flexión en cuatro puntos o torsión) y la fijación. (solo para el grupo Adhfix en torsión; ancho 6 mm: estrecho o ancho 10 mm: ancho). Los tamaños de muestra fueron N = 3 en los grupos con fijación metálica y N = 8 en los grupos con Adhfix, ya que se esperaba una mayor variación con esta fijación personalizada. Se perdió una muestra del Grupo 6 durante los pasos posteriores, lo que resultó en un N = 7.

Flujo de trabajo para la osteosíntesis de falanges ovinas. (a) Vista lateral de una falange ovina. (b) Vista anterior de una falange ovina. (c) Falange en guía impresa en 3D después de perforar y cortar. (d) Falange osteosintetizada con AdhFix designada para torsión con un parche estrecho (Grupo 5). ( e ) Falange osteosintetizada después de la incrustación de PMMA. ( f ) Representación 3D del modelo de fractura osteosintetizado generado a partir de una exploración micro-CT.

Después de la recolección de muestras, todas las falanges se escanearon con tomografía computarizada cuantitativa periférica de alta resolución (HR-pQCT) usando un escáner XtremeCT (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Suiza) con un voltaje de rayos X de 60 kVp, corriente de rayos X de 0.90 mA, y una resolución isotrópica de 82 µm. Los escaneos HR-pQCT se usaron para crear guías impresas en 3D específicas para muestras con ranuras de corte para osteotomizar los huesos con una sierra oscilante y orificios de soporte de guía de perforación para perforar orificios piloto para tornillos (Fig. 1c). Los agujeros piloto estaban separados por 5 mm y 5 mm desde el centro de la osteotomía, con dos en cada segmento óseo para coincidir con el espacio de las placas de metal que se usaron. Para crear estas guías, se importó la tomografía computarizada de cada espécimen a un software de procesamiento de imágenes 3D, Amira 3D (versión 2021.1, Thermo Fisher Scientific), y se ejecutó un script de Python personalizado para crear guías de corte específicas para el espécimen. Luego, las guías de corte se imprimieron en 3D en una impresora 3D Stratasys F170 (Stratasys Ltd., Rehovot, Israel) para crear las guías físicas que se utilizarán para la experimentación. El lado volar del hueso se alineó perpendicularmente al plano de corte al doblarlo, mientras que la superficie dorsal se alineó para la torsión. Todos los parches de AdhFix (grupos 1, 2, 5 y 6) tenían 25 mm de largo, independientemente del ancho.

Las falanges se colocaron en las guías de corte y se perforaron cuatro orificios piloto a través de ambas corticales con una broca de 1,1 mm (DePuy Synthes, Zuchwill, Suiza). A continuación, se realizó una osteotomía transversal de un solo corte o una osteotomía transversal con separación de 3 mm, según la designación del grupo, con una sierra oscilante con un espesor de hoja de 0,6 mm. El hueso osteotomizado final se muestra en la Fig. 1c. Tanto la perforación como el corte se realizaron bajo irrigación continua con solución de Ringer para evitar la deshidratación, minimizar el riesgo de daño óseo y eliminar los restos óseos de las regiones de corte.

En los grupos AdhFix designados, se aplicó el compuesto polimérico personalizable fotopolimerizable (Bonevolent™ AdhFix, Biomedical Bonding AB, Estocolmo, Suecia) utilizando el método desarrollado por Hutchinson et al.13 para crear osteosíntesis que simulan la colocación de puentes (Grupos 1, 2, 5 y 6, Figs. 1d, 2). La plataforma AdhFix utiliza tornillos corticales para adherir el compuesto polimérico al hueso, lo que se logra mediante la inserción de tornillos corticales de acero inoxidable (1,5 mm, DePuy Synthes) en los cuatro orificios piloto. En los grupos de torsión, los tornillos de 25 mm se dejaron sin cortar, sin embargo, en los grupos de flexión, los orificios piloto se midieron con un medidor de profundidad y los tornillos se cortaron de manera que quedaran al ras con la superficie volar del hueso. A continuación, se aplicó el compuesto fotopolimerizable alrededor y debajo de las cabezas de los tornillos con una jeringa y una espátula, y se apretaron los tornillos contra la superficie del hueso. A continuación, el composite se polimerizó con una fuente de luz visible de alta energía (lámpara LED Bluephase PowerCure, Ivoclar Vivadent Clinical, Schaan Liechtenstein). El proceso de curado incluyó dos pulsos de 5 s de luz de 2000 mW/cm2 de una fuente de luz de 0,8 cm de diámetro. Se aplicó composite entre los tornillos, conectando estos puntos de unión para unir la fractura y completar la capa de composite inicial. En los modelos de espacio de 0 mm, el espacio se redujo con una ligera presión para asegurar la reducción. En el modelo de espacio de 3 mm, se insertó un espaciador impreso en 3D en la guía para garantizar el espacio adecuado y proporcionar una superficie contorneada específica de la muestra para que el compuesto puente descanse y evitar derrames en el espacio (Fig. 1c). Una vez establecida la capa puente inicial, se colocó una capa de compuesto polimérico y una malla de tereftalato de polietileno (PET) (poros de 0,15 mm; 4 mm de ancho en grupos angostos (Grupos 1, 2 y 5) y 8 mm de ancho en el grupo ancho ( El grupo 6)) se añadió y se curó en una segunda capa del compuesto que se extendía a lo largo del parche. Finalmente, se aplicó una tercera capa del polímero y se curó sobre la malla para encapsularla por completo. Los ejemplos de los grupos AdhFix se ilustran en la Fig. 2a,b,e,f.

Representaciones 3D de cada grupo de prueba. (a) Grupo 1: AdhFix, flexión en cuatro puntos, espacio de 0 mm. (b) Grupo 2: AdhFix, flexión en cuatro puntos, espacio de 3 mm. (c) Grupo 3: AdhFix, flexión en cuatro puntos, espacio de 0 mm. (d) Grupo 4: placa de metal, flexión en cuatro puntos, separación de 3 mm. (e) Grupo 5: placa de metal, torsión, separación de 3 mm. (f) Grupo 6: AdhFix, torsión, espacio de 3 mm. (g) Grupo 7: placa de metal, torsión, separación de 3 mm.

Se utilizaron placas de bloqueo de acero inoxidable (LCP Compact Hand de 1,5 mm, con tornillos de bloqueo de acero inoxidable de 1,5 mm, Depuy Synthes) para osteosíntesis en los grupos 3, 4 y 7 (Fig. 2c, d, g). Las placas se cortaron a una longitud de 5 orificios a partir de una pieza original de 12 orificios y los tornillos de bloqueo de 1,5 mm se insertaron a través de los orificios de la placa y se introdujeron en los orificios piloto hasta que las cabezas de los tornillos se bloquearon en la placa.

En todos los grupos, tanto en AdhFix como en las placas metálicas, los procedimientos quirúrgicos y las osteosíntesis fueron realizados por el mismo cirujano ortopédico.

En los grupos de flexión de cuatro puntos (Grupos 1–4), después de la osteosíntesis, las epífisis de cada hueso se incrustaron en polimetilmetacrilato (PMMA) utilizando un molde de teflón (PTFE) que resultó en bloques de PMMA de 30 × 30 × 20 mm (Fig. .2a–d).

Las muestras designadas para torsión se incrustaron en las epífisis en cilindros de PMMA con un diámetro de 60 mm con una cavidad hexagonal de 10 mm alineada con el eje de la osteosíntesis para colocar y cargar las construcciones (Figs. 1e-f, 2e-g).

Después de la inclusión, todas las muestras se escanearon con el mismo escáner CT utilizando configuraciones idénticas a las indicadas anteriormente. El material compuesto AdhFix es radiopaco, lo que permite calcular el grosor promedio del parche utilizando un método de esferas inscritas de las tomografías computarizadas (Fiji17, BoneJ plugin18).

Para las pruebas mecánicas de las construcciones de flexión de cuatro puntos, los bloques de PMMA se usaron como superficies de apoyo para el tramo ancho (44 mm), mientras que la superficie volar de la falange se usó como superficie de apoyo para el tramo estrecho (15 mm; Figura 3a). El accesorio de flexión de cuatro puntos se montó en una máquina de prueba electromecánica (Instron 5866, Norwood, MA, EE. UU.) con una celda de carga de 10 kN. Las muestras se cargaron en compresión a una velocidad de 3 mm/min hasta el fallo de la osteosíntesis o un fallo óseo catastrófico en la falange. Se utilizó un sistema de cámara estereográfica, el Aramis SRX (GOM GmbH, Braunschweig, Alemania), para medir el desplazamiento del accesorio de flexión de cuatro puntos a través del eje de rotación de los puntos de contacto superiores. El momento de flexión se calculó a partir de la fuerza aplicada para el accesorio específico que se utilizó, y se consultó el momento máximo aplicado para cada espécimen. En las muestras de AdhFix, la rigidez a la flexión se calculó como la pendiente de la región lineal de la curva momento-desplazamiento aplicada entre el 25 y el 75 % del momento máximo aplicado en MATLAB 2020b (The MathWorks, Inc). En las muestras chapadas en metal, la región lineal no estaba en el rango de 25 a 75 % de la carga máxima y, por lo tanto, se seleccionó manualmente. Además, para las muestras chapadas en metal con un espacio de 3 mm (Grupo 4), la deformación fue lo suficientemente grande como para que la superficie interna de los bloques de PMMA incidiera en el accesorio de flexión de cuatro puntos inferior con cargas más altas. En este punto, se violó el supuesto escenario de carga. En consecuencia, la rigidez en estas muestras se evaluó en la región de movimiento libre antes de que ocurriera el choque de los bloques de PMMA con el accesorio de flexión inferior de acuerdo con los marcadores en los bloques de PMMA medidos por el sistema de cámara.

Montajes de pruebas mecánicas. (a) Configuración de prueba de flexión de cuatro puntos. Los rodillos de contacto superiores tenían una luz de 44 mm mientras que los rodillos de contacto inferiores tenían una luz de 15 mm. El accesorio se cargó axialmente a una velocidad de 3 mm/min. (b) Configuración de prueba de torsión. El soporte inferior se fijó mientras que el soporte superior se hizo girar a una velocidad de 6°/seg. Ambos soportes eran hexagonales de 10 mm alineados con la osteosíntesis por una cavidad hexagonal en la incrustación de PMMA.

En torsión, la cavidad hexagonal en el PMMA se utilizó para alinear el eje de la osteosíntesis con una máquina de prueba electromecánica (Instron 5943) y cargar las construcciones (Fig. 3b). Las construcciones se cargaron en torsión a una velocidad de 6°/segundo hasta que se alcanzó la falla de la construcción o 30° de rotación. De manera similar a la flexión de cuatro puntos, se utilizó el sistema ARAMIS SRX para medir la rotación de las dos macetas de PMMA entre sí utilizando marcadores en la superficie de PMMA. Se midieron el par y el desplazamiento angular, se consultó el par máximo para cada muestra y se calculó la rigidez torsional como la pendiente de la curva Torque-Desplazamiento del 25 al 75% del par máximo en MATLAB. En las muestras de metal, la rigidez se calculó como la pendiente de la porción lineal inicial de la curva antes de que ocurriera la deformación plástica.

Las estadísticas descriptivas y ANOVA de una vía se realizaron en SPSS 27 (IBM Corp. Armonk, NY, EE. UU.). La significación estadística se determinó a un nivel de p < 0,05. Todos los grupos se distribuyeron normalmente de acuerdo con una prueba de Shapiro-Wilk excepto uno (Grupo 4 de rigidez a la flexión; p = 0,045), que aún se analizó utilizando el mismo método debido a la robustez de las pruebas ANOVA de una vía a las desviaciones de la normalidad19. Los resultados se informan como medias y desviaciones estándar a menos que se indique lo contrario. Cuando se probaron las diferencias de grupo con la prueba ANOVA de una vía, se determinó la homogeneidad de la varianza usando la prueba de igualdad de varianza de Levene. Debido a que no se cumplió la homogeneidad de la varianza en todas las muestras, se realizó un ANOVA modificado de Welch con una prueba post hoc de Games-Howell para determinar las diferencias de grupo.

La rigidez a la flexión más alta (13,70 ± 2,75 Nm/mm) se encontró en el grupo AdhFix de 0 mm (Grupo 1), y la más baja (2,70 ± 0,72 Nm/mm) se encontró en el grupo AdhFix de 3 mm (Grupo 2). El grupo de placa de metal de 0 mm (8,69 ± 1,16 Nm/mm; Grupo 3) y el grupo de placa de metal de 3 mm (7,44 ± 0,1,75 Nm/mm; Grupo 4) quedaron en el medio. Las pruebas ANOVA modificadas mostraron que todos los grupos eran significativamente diferentes entre sí (p < 0,05, Fig. 4a, Tabla 2) excepto los grupos de osteosíntesis metálica (Grupos 3 y 4) (p = 0,450).

Diagramas de caja y diagramas de dispersión de los resultados de flexión de cuatro puntos. La significación se denota como p < 0,05 = *, p < 0,01 = ** y p < 0,001 = ***. (a) Resultados de la rigidez a la flexión. (b) Resultados del momento flector máximo.

En el análisis del momento de flexión, el momento de flexión máximo más alto se observó en el grupo de placa de metal de 3 mm (22,72 ± 2,72 Nm; Grupo 4), seguido por el grupo de placa de metal de 0 mm (19,51 ± 2,24 Nm; Grupo 3). El grupo AdhFix de 0 mm (5,38 ± 0,73 Nm; Grupo 1) y el grupo AdhFix de 3 mm (1,22 ± 0,30 Nm; Grupo 2) fueron más bajos. Las pruebas ANOVA modificadas mostraron que todos los grupos eran significativamente diferentes entre sí (p < 0,05, Fig. 4b, Tabla 2), excepto los grupos de osteosíntesis metálica (Grupos 3 y 4) (p = 0,135). Los resultados completos de flexión en cuatro puntos se pueden ver en la Fig. 4 y la Tabla 2.

La rigidez torsional más alta (114,08 ± 20,98 Nmm/°) se encontró en el grupo AdhFix ancho (Grupo 6), y la más baja se encontró en el grupo de osteosíntesis metálica (33,88 ± 3,10 Nmm/°; Grupo 7). El estrecho grupo AdhFix (64,64 ± 9,27 Nmm/°; Grupo 5) se encontraba en el medio. Todos los grupos fueron significativamente diferentes entre sí (p < 0,05, Fig. 5a, Tabla 3).

Diagramas de caja y diagramas de dispersión de los resultados de torsión. La significación se denota como p < 0,05 = *, p < 0,01 = ** y p < 0,001 = ***. (a) Resultados de rigidez torsional. (b) Resultados de par máximo.

De manera similar, el torque máximo más alto (614.10 ± 118.44 Nmm) se encontró en el grupo AdhFix ancho (Grupo 6). Sin embargo, el siguiente torque más alto (534,28 ± 25,74 Nmm) se encontró en el grupo de osteosíntesis con metal (Grupo 7), y el más bajo (414,82 ± 70,98 Nmm) se encontró en el grupo estrecho de AdhFix (Grupo 5). Las pruebas ANOVA modificadas mostraron diferencias significativas entre los grupos. El grupo 5 fue significativamente diferente de los otros dos grupos (p < 0,05, Fig. 5b, Tabla 3), mientras que los grupos 6 y 7 no fueron significativamente diferentes entre sí (p = 0,304).

El grosor del parche de los cuatro grupos de AdhFix (Grupos 1, 2, 5 y 6) fue de 2,36 ± 0,32, 2,31 ± 0,30, 2,14 ± 0,26 y 2,13 ± 0,16 mm, respectivamente. Todos los grupos cumplieron con el supuesto de homogeneidad y los grosores medios de los parches no fueron significativamente diferentes entre los grupos (p = 0,273). (Cuadro 4).

Este trabajo demostró que el rendimiento de la nueva solución polimérica fotocurable es biomecánicamente comparable a los fijadores metálicos tradicionales en ciertas situaciones. Nuestras mediciones ayudan a proporcionar una mejor comprensión del potencial de esta nueva construcción. En primer lugar, la construcción de la rigidez proporcionó una comprensión de la mecánica dentro del rango funcional de la osteosíntesis tanto en flexión como en torsión, donde ocurriría la carga típica. En segundo lugar, el criterio de falla del momento de flexión máximo y el par máximo proporcionó un límite superior como restricción de diseño para permanecer dentro. En un entorno clínico, cualquier falla o daño permanente a menudo requeriría una cirugía de revisión o una intervención significativa para corregir la falla. Finalmente, el grosor del parche proporcionó una medida de la uniformidad de esta construcción personalizable. Al combinar estas tres medidas, con la rigidez y el fallo investigados en dos modos de carga principales, se obtuvo una comprensión más completa del potencial de AdhFix como material de osteosíntesis.

El desempeño funcional de AdhFix fue demostrado por las mediciones de rigidez. Estas medidas son representativas de cómo funcionan las construcciones en escenarios de uso clínico, sin provocar fallas ni daños permanentes. El grupo AdhFix con espacio de 0 mm (Grupo 1) demostró una rigidez a la flexión estadísticamente superior a la de los otros grupos, incluidos los grupos metalizados (Grupos 3 y 4). En una situación clínica, esto significaría una construcción más rígida, necesaria para una fractura perfectamente reducida, que necesita una estabilidad absoluta para una cicatrización óptima20. Sin embargo, la osteotomía gap de 3 mm, que representa una fractura conminuta, fijada con AdhFix (Grupo 2), presentó una construcción menos rígida que su contraparte metálica (Grupo 4). Como la construcción estaba en contacto con el hueso, la longitud de trabajo efectiva se redujo al ancho del espacio, a diferencia de la distancia entre los tornillos, creando tensiones aún mayores en el parche AdhFix21.

En contraste con la rigidez a la flexión, las construcciones metálicas fueron consistentemente más altas en el momento de flexión máximo que los parches AdhFix en los grupos de osteotomía con espacio de 0 y 3 mm. Sin embargo, los modos de falla no fueron equivalentes. Las construcciones AdhFix fallaron sobre la osteotomía en el sitio de la fractura y las construcciones metálicas fallaron por una falla catastrófica del hueso en los sitios de inserción de los tornillos, que no es fisiológicamente relevante (Fig. 6). Este comportamiento podría atribuirse a dos factores. En primer lugar, la naturaleza más frágil de AdhFix, en comparación con el acero inoxidable, resultó en la fractura de la construcción de puente en los grupos de AdhFix en lugar de alrededor de los tornillos en los grupos de metal, es decir, la placa de metal y la construcción del tornillo de bloqueo son más fuertes que el hueso mismo. . Este comportamiento frágil también se ve en la falla anterior de las muestras AdhFix con un espacio en comparación con sus contrapartes de metal. Esto destaca la importancia de una reducción y un apoyo adecuados en el espacio de la fractura cuando se utiliza AdhFix. En segundo lugar, el comportamiento de falla en las construcciones metálicas es un caso extremo que supera con creces los límites biomecánicos esperados y los requisitos del hueso durante los ejercicios de rehabilitación normales. La literatura actual reporta cargas externas de hasta 48 N aplicadas a la mano durante actividades diarias típicas22,23. Además, el momento de flexión máximo promedio en el Grupo 2 (AdhFix: 3 mm de separación en la flexión), que es el grupo AdhFix con el rendimiento más bajo, es equivalente a 168,5 N aplicado al dispositivo de flexión de cuatro puntos, o 84,2 N en cada soporte. Si bien estas fuerzas no son directamente comparables debido a las diferencias en la modalidad de carga, estos valores proporcionan una estimación de la magnitud de las cargas fisiológicas aplicadas a una falange humana. Por lo tanto, los resultados de los parches AdhFix realizados en este estudio sugieren que podrían soportar cargas suficientes para los ejercicios de rehabilitación e incluso el uso biológico diario, incluso si son estadísticamente inferiores a las construcciones metálicas en el momento de flexión máximo. Se justifican los estudios que determinen la carga biomecánica aplicada a un hueso específico durante los ejercicios normales de rehabilitación.

Fotos de modos de falla representativos. (a) Fracaso del parche AdhFix a través del espacio de fractura. (b) Falla de la estructura metálica por falla catastrófica de la falange.

En torsión, la medida de rendimiento funcional equivalente de las construcciones es la rigidez torsional. Esta medida mostró que los grupos AdhFix tanto estrecho como ancho (Grupos 5 y 6) eran estadísticamente más rígidos que las construcciones metálicas (Grupo 7; p < 0,05) cuando se probaron en torsión con una osteotomía de separación de 3 mm. Además, desde el punto de vista de la aplicación, los grupos estrecho (Grupo 5) y ancho (Grupo 6) fueron significativamente diferentes entre sí, lo que demuestra que las construcciones se pueden ajustar para los requisitos mecánicos específicos de un escenario de fractura. Este resultado es muy importante en un entorno clínico ya que la rotación de la construcción induce más tensiones de cizallamiento que se ha demostrado que inhiben el crecimiento óseo24. En una situación clínica con morfología de fractura compleja, la colocación de tornillos puede ser limitada y, dada la misma colocación de tornillos, este parche personalizable in situ se puede ampliar para aumentar la estabilidad de la fractura utilizando la misma colocación de tornillos. Además, mantener la alineación rotacional en las fracturas de falange es un requisito quirúrgico importante para garantizar la funcionalidad y prevenir el deterioro funcional9,25.

La medida biomecánica final del torque máximo demostró que mientras que el parche angosto (Grupo 5) fue estadísticamente más bajo que la construcción metálica (Grupo 7; p < 0.05), el parche AdhFix ancho (Grupo 6) y la placa metálica no fueron significativamente diferentes ( p = 0,304). Esto ilustra que, en torsión, AdhFix se puede construir para que sea equivalente al hardware de metal en torsión máxima.

Las mediciones del grosor del parche mostraron que las construcciones eran muy consistentes, sin ninguna diferencia significativa entre los grupos. Si bien esto no es indicativo de propiedades mecánicas similares, es importante para el proceso de aplicación. En este estudio, el cirujano fue asistido por una guía específica para la muestra tanto para perforar los orificios de los tornillos como para cortar la osteotomía. Esta ayuda redujo las variaciones adicionales del experimento para centrarse en la biomecánica del parche AdhFix. Se justifican más estudios de la aplicación quirúrgica para proporcionar información sobre la reproducibilidad de la solución personalizable.

Este estudio no estuvo exento de limitaciones. La principal limitación de este estudio es el escenario de carga desconocido de la falange humana, tanto durante los ejercicios de rehabilitación como durante el uso biológico normal. Idealmente, sería mejor imitar estas condiciones de carga, sin embargo, el análisis de las construcciones tanto en la flexión de cuatro puntos como en la torsión captura gran parte de la carga que está presente in vivo en la falange. Además, las pruebas realizadas en este estudio fueron monótonas hasta el fallo, mientras que las pruebas cíclicas podrían ser más relevantes para el uso clínico. Los estudios futuros para cuantificar mejor la carga biológica y evaluar estas cargas de forma cíclica avanzarían en la comprensión de la plataforma AdhFix y aumentarían la relevancia de este trabajo. Además, este estudio demuestra consistencias intraoperatorias por parte de un solo cirujano, con un análisis interoperatorio de la plataforma AdhFix justificado en estudios futuros.

En conclusión, AdhFix es una tecnología novedosa y prometedora que proporciona una solución fácilmente personalizable para la fijación de fracturas con el potencial de reducir las complicaciones de las adherencias de tejidos blandos. En este estudio, se utilizó un modelo de falange ovina para evaluar el rendimiento biomecánico de la nueva técnica de osteosíntesis de fracturas en comparación con el estándar de oro clínico actual del recubrimiento metálico. Los resultados presentados en este estudio ilustran que la plataforma AdhFix tiene el potencial de ser una alternativa viable y personalizable a los implantes metálicos para la fijación de fracturas, lo que justifica una mayor investigación en falanges y huesos similares.

Los datos sin procesar de las pruebas mecánicas a partir de los cuales se calculan los resultados están disponibles en el siguiente repositorio público: https://doi.org/10.5281/zenodo.7985000.

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Este proyecto ha recibido financiación del programa de investigación e innovación Horizonte 2020 de la Unión Europea en virtud del acuerdo de subvención n.º 952150 (BoneFix). El composite fotopolimerizable (BonevolentTM AdhFix) fue proporcionado por Biomedical Bonding AB (Estocolmo, Suecia).

Estos autores contribuyeron igualmente: Peter Schwarzenberg, Thomas Colding-Rasmussen, Christian Wong, Peter Varga.

Instituto de Investigación AO Davos, Davos, Suiza

Peter Schwarzenberg, Dominic Mischler, Tatjana Pastor y Peter Varga

Departamento de Cirugía Ortopédica, Hospital Universitario Hvidovre, Copenhague, Dinamarca

Thomas Colding-Rasmussen y Christian Wong

Departamento de Tecnología de Fibras y Polímeros, KTH Royal Institute of Technology, Estocolmo, Suecia

Daniel J. Hutchinson y Michael Malkoch

Departamento de Cirugía Ortopédica, Herlev and Gentofte Hospital, Hellerup, Dinamarca

Pedro Horstmann

Departamento de Cirugía Ortopédica, Rigshospitalet, Hospital Universitario de Copenhague, Copenhague, Dinamarca

Michael Mork Petersen

Departamento de Medicina Clínica, Facultad de Salud y Ciencias Médicas, Universidad de Copenhague, Copenhague, Dinamarca

Michael Mork Petersen y Christian Wong

Departamento de Ciencias Clínicas Veterinarias, Universidad de Copenhague, Copenhague, Dinamarca

Stine Jacobsen

Departamento de Cirugía Plástica y de la Mano, Hospital Universitario Inselspital de Berna, Universidad de Berna, Berna, Suiza

Tatjana Pastor

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PD: Diseñó y realizó el experimento, analizó e interpretó los datos y redactó el manuscrito. TCR: Diseñó y realizó el experimento y redactó el manuscrito. DH: Diseñó el experimento, suministró los materiales necesarios y brindó soporte para la plataforma AdhFix. DM: Creó un proceso de secuencias de comandos para guías 3D específicas de muestras y ayudó en la adquisición de datos de cámaras estereográficas. PH: Experimento diseñado. MMP: Experimento diseñado. SJ: Experimento diseñado. TP: Experimento realizado. MM: Suministró los materiales necesarios y el soporte para la plataforma AdhFix. CW: Diseñó el experimento y redactó el manuscrito. PV: Experimento de diseño, datos analizados e interpretados, y redacción del manuscrito.

Correspondencia a Peter Schwarzenberg.

MM participa en una nueva pyme llamada Biomedical Bonding AB que tiene como objetivo ayudar a los pacientes con fijadores adhesivos como alternativa a los implantes metálicos comerciales actuales. Todos los demás autores declaran no tener intereses en competencia.

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Reimpresiones y permisos

Schwarzenberg, P., Colding-Rasmussen, T., Hutchinson, DJ et al. Rendimiento biomecánico de una nueva técnica de fijación ósea fotocurable. Informe científico 13, 9339 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-35706-3

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Recibido: 18 julio 2022

Aceptado: 22 de mayo de 2023

Publicado: 08 junio 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-35706-3

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