Rendimiento biomecánico de una nueva luz.

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

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Las fracturas óseas traumáticas suelen ser lesiones debilitantes que pueden requerir fijación quirúrgica para garantizar una curación suficiente. Actualmente, los materiales de osteosíntesis más utilizados son los de base metálica; sin embargo, en determinados 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 en las articulaciones y adherencias de los tejidos blandos. Se ha desarrollado un nuevo método de osteosíntesis que utiliza un compuesto polimérico fotocurable. Este método ha demostrado ser una solución versátil que los cirujanos pueden moldear in situ y se ha demostrado que no induce adherencias de tejidos blandos. En este estudio, se comparó el rendimiento biomecánico de AdhFix con las 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 rigidez estadísticamente mayor en torsión (64,64 ± 9,27 y 114,08 ± 20,98 Nmm/° vs. 33,88 ± 3,10 Nmm/°) y en fracturas reducidas en flexión (13,70 ± 2,75 Nm/mm vs. 8,69 ± 1,16 Nmm/°), mientras que las placas metálicas fueron más rígidas en las fracturas no reducidas (7,44 ± 1,75 Nm/mm vs. 2,70 ± 0,72 Nmm/°). Las placas de metal soportaron 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 clínico de referencia 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 curación3,4. 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 fracturas. Además, se ha demostrado que el revestimiento metálico tradicional suele provocar efectos secundarios y complicaciones como rigidez, pseudoartrosis, prominencia del hardware y rotura del tendón5. Esto es especialmente cierto en el caso de las fracturas tubulares de la mano y el antebrazo, que son algunas de las lesiones esqueléticas más comunes4,6,7,8 y requieren una movilización temprana para una curación ósea suficiente9. Si bien las fracturas simples de la mano pueden tratarse de forma conservadora con un yeso o 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 de polímero fotocurable para proporcionar soluciones de fijación altamente personalizables12,13,14,15. El método implica la inserción de tornillos metálicos en los fragmentos óseos, seguida de la reconstrucción in situ de una placa compuesta de polímero en la configuración deseada. El compuesto biocompatible está formado a partir de monómeros trifuncionales de alilo y tiol traizina-triona y una alta concentración de hidroxiapatita13. Se le da forma in situ y se cura rápidamente hasta convertirlo en un material rígido mediante una 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 revestimiento metálico. Además de su capacidad de personalización, se ha demostrado que el compuesto utilizado en AdhFix no tiene adherencias a los 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. Se han realizado investigaciones iniciales del nuevo compuesto investigando sus propiedades mecánicas13, mostrando valores de módulo de 6,6 (0,2) GPa y valores de tensión máxima de 69 (3) MPa. El composite se utilizó con el método AdhFix para fijar fracturas en huesos de porcinos ex vivo y de roedores in 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 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 se compararon mediante carga en flexión y torsión de cuatro puntos 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 cada una de las morfologías de la 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 posibilidad de personalización de la plataforma.

Se recolectaron cuarenta y una falanges proximales ovinas después de la eutanasia de estudios en animales previamente aprobados con ovejas esqueléticamente maduras (edad 3,59 ± 1,05 años; peso 73,28 ± 2,46 kg). No se sacrificó ningún animal para los fines de este estudio. Se extirparon las falanges, se les quitó el tejido blando, incluido el periostio (Fig. 1a, b), y se envolvieron con gasas empapadas en solución de timbre. 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), tipo de fijación (AdhFix o placa de metal), modalidad de carga (flexión o torsión de cuatro puntos) y fijación. Tamaño (sólo para el grupo Adhfix en torsión; 6 mm de ancho: estrecho o 10 mm de ancho: 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 inclusión de PMMA. (f) Representación 3D del modelo de fractura osteosintetizada generada a partir de una exploración por micro-CT.

Después de la recolección de la muestra, se escanearon todas las falanges con tomografía computarizada cuantitativa periférica de alta resolución (HR-pQCT) utilizando un escáner XtremeCT (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Suiza) con un voltaje de rayos X de 60 kVp y una corriente de rayos X de 0,90. mA y una resolución isotrópica de 82 µm. Las exploraciones HR-pQCT se utilizaron para crear guías impresas en 3D específicas para la muestra con ranuras de corte para osteotomizar los huesos con una sierra oscilante y orificios de soporte de la guía de perforación para perforar orificios piloto para tornillos (Fig. 1c). Los orificios piloto estaban espaciados a 5 mm de distancia y a 5 mm del centro de la osteotomía, con dos en cada segmento óseo para igualar el espaciado de las placas metálicas que se utilizaron. Para crear estas guías, la tomografía computarizada de cada muestra se importó a un software de procesamiento de imágenes 3D, Amira 3D (versión 2021.1, Thermo Fisher Scientific), y se ejecutó un script Python personalizado para crear guías de corte específicas de la muestra. 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 en la experimentación. El lado volar del hueso se alineó perpendicular al plano de corte en flexión, mientras que la superficie dorsal se alineó para torsión. Todos los parches 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 cortezas con una broca de 1,1 mm (DePuy Synthes, Zuchwill, Suiza). A continuación, se realizó una osteotomía transversal de corte único o una osteotomía transversal de 3 mm, según la designación del grupo, con una sierra oscilante con un grosor 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 prevenir la deshidratación, minimizar el riesgo de daño óseo y eliminar los restos óseos de las regiones de corte.

En los grupos designados de AdhFix, se aplicó el composite polimérico personalizable fotocurable (Bonevolent™ AdhFix, Biomedical Bonding AB, Estocolmo, Suecia) utilizando el método desarrollado por Hutchinson et al.13 para crear osteosíntesis que imitan las placas de puente (Grupos 1, 2, 5 y 6; figuras 1d, 2). La plataforma AdhFix utiliza tornillos corticales para adherir el compuesto polimérico al hueso, lo que se logra insertando 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 composite fotopolimerizable alrededor y debajo de las cabezas de los tornillos utilizando una jeringa y una espátula, y los tornillos se apretaron contra la superficie del hueso. Luego, 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 desde una fuente de luz de 0,8 cm de diámetro. Se aplicó composite entre los tornillos, conectando estos puntos de unión para salvar la fractura y completar la capa inicial de composite. En los modelos de separación de 0 mm, la separación 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 un espacio adecuado y proporcionar una superficie contorneada específica de la muestra para que descanse el compuesto puente y evitar derrames en el espacio (Fig. 1c). Una vez establecida la capa puente inicial, se añadió una capa de compuesto polimérico y una malla de tereftalato de polietileno (PET) (poros de 0,15 mm; 4 mm de ancho en grupos estrechos (Grupos 1, 2 y 5) y 8 mm de ancho en el grupo ancho ( El grupo 6)) se añadió y se curó formando una segunda capa del compuesto que se extendió a lo largo del parche. Finalmente, se aplicó una tercera capa del polímero y se curó sobre la malla para encapsularla por completo. En la Fig. 2a, b, e, f se ilustran ejemplos de los grupos AdhFix.

Representaciones 3D de cada grupo de prueba. (a) Grupo 1: AdhFix, flexión de cuatro puntos, espacio de 0 mm. (b) Grupo 2: AdhFix, flexión de cuatro puntos, espacio de 3 mm. (c) Grupo 3: AdhFix, flexión de cuatro puntos, espacio de 0 mm. (d) Grupo 4: Placa metálica, flexión en cuatro puntos, espacio de 3 mm. (e) Grupo 5: Placa metálica, torsión, separación de 3 mm. (f) Grupo 6: AdhFix, torsión, espacio de 3 mm. (g) Grupo 7: Placa metálica, 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 las 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 a 4), después de la osteosíntesis, las epífisis de cada hueso se incrustaron en polimetacrilato de metilo (PMMA) utilizando un molde de teflón (PTFE) que dio como resultado 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 posicionar y cargar las construcciones (Figs. 1e-f, 2e-g).

Después de la inclusión, todas las muestras se escanearon con el mismo escáner de TC utilizando configuraciones idénticas a las indicadas anteriormente. El material compuesto AdhFix es radioopaco, lo que permite calcular el espesor promedio del parche utilizando un método de esferas inscritas a partir de tomografías computarizadas (Fiji17, complemento BoneJ18).

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 dispositivo 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 que falló la osteosíntesis o una falla ósea catastrófica en la falange. Se utilizó un sistema de cámara estereográfica, Aramis SRX (GOM GmbH, Braunschweig, Alemania), para medir el desplazamiento del dispositivo de flexión de cuatro puntos a través del eje de rotación de los puntos de contacto superiores. El momento flector se calculó a partir de la fuerza aplicada para el dispositivo específico que se utilizó y se consultó el momento máximo aplicado para cada muestra. 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 del 25 al 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 dispositivo de flexión inferior de cuatro puntos 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 impacto de los bloques de PMMA contra el dispositivo de flexión inferior de acuerdo con los marcadores en los bloques de PMMA medidos por el sistema de cámara.

Configuraciones de pruebas mecánicas. (a) Configuración de prueba de flexión de cuatro puntos. Los rodillos de contacto superiores tenían una envergadura de 44 mm mientras que los rodillos de contacto inferiores tenían una envergadura de 15 mm. El dispositivo 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 giró a una velocidad de 6°/seg. Ambos soportes eran hexágonos de 10 mm alineados con la osteosíntesis mediante una cavidad hexagonal en la incrustación de PMMA.

En torsión, se utilizó la cavidad hexagonal en el PMMA 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 los dos recipientes 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.

Se realizaron estadísticas descriptivas y ANOVA unidireccionales 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 según una prueba de Shapiro-Wilk excepto uno (rigidez a la flexión del Grupo 4; p = 0,045), que aún se analizó utilizando el mismo método debido a la solidez de las pruebas ANOVA unidireccionales ante las desviaciones de la normalidad19. Los resultados se expresan como medias y desviaciones estándar, a menos que se indique lo contrario. Al probar las diferencias grupales con la prueba ANOVA unidireccional, la homogeneidad de la varianza se determinó utilizando la prueba de Levene para la igualdad de la varianza. Debido a que no se cumple 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 grupales.

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 placas de metal de 0 mm (8,69 ± 1,16 Nm/mm; Grupo 3) y el grupo de placas de metal de 3 mm (7,44 ± 0,1,75 Nm/mm; Grupo 4) se ubicaron 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 metálicas (Grupos 3 y 4) (p = 0,450).

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

En el análisis del momento flector, el momento flector máximo más alto se observó en el grupo de placas metálicas de 3 mm (22,72 ± 2,72 Nm; Grupo 4), seguido por el grupo de placas metálicas 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 inferiores. 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 metálicas (Grupos 3 y 4) (p = 0,135). Los resultados completos de la flexión de 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 grupo estrecho de AdhFix (64,64 ± 9,27 Nmm/°; Grupo 5) se situó 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 significancia se denota como p < 0,05 = *, p < 0,01 = ** y p < 0,001 = ***. (a) Resultados de rigidez torsional. (b) Resultados del par máximo.

De manera similar, el par máximo más alto (614,10 ± 118,44 Nmm) se encontró en el grupo amplio AdhFix (Grupo 6). Sin embargo, el siguiente torque más alto (534,28 ± 25,74 Nmm) se encontró en el grupo de osteosíntesis metálica (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 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 espesores medios de los parches no fueron significativamente diferentes entre los grupos (p = 0,273). (Tabla 4).

Este trabajo demostró que el rendimiento de la nueva solución polimérica fotocurable es biomecánicamente comparable al de los fijadores metálicos tradicionales en determinadas situaciones. Nuestras mediciones ayudan a proporcionar una mejor comprensión del potencial de esta nueva construcción. En primer lugar, la rigidez de la construcción proporcionó una comprensión de la mecánica dentro del rango funcional de la osteosíntesis tanto en flexión como en torsión, donde se produciría la carga típica. En segundo lugar, el criterio de falla del momento flector 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 espesor del parche proporcionó una medida de la uniformidad de esta construcción personalizable. Al combinar estas tres medidas, con la investigación de la rigidez y la falla en dos modos de carga principales, se obtuvo una comprensión más completa del potencial de AdhFix como material de osteosíntesis.

El rendimiento funcional de AdhFix quedó demostrado mediante las mediciones de rigidez. Estas mediciones son representativas de cómo se desempeñan las construcciones en escenarios de uso clínico, sin provocar fallas ni daños permanentes. El grupo AdhFix con espacio de 0 mm (Grupo 1) demostró rigidez a la flexión estadísticamente superior a los otros grupos, incluidos los grupos chapados en metal (Grupos 3 y 4). En una situación clínica, esto significaría una construcción más rígida, necesaria para una fractura perfectamente reducida, que necesita estabilidad absoluta para una curación óptima20. Sin embargo, la osteotomía 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, en contraposición a la distancia entre los tornillos, creando tensiones aún mayores en el parche AdhFix21.

En contraste con la rigidez a la flexión, las construcciones metálicas tuvieron consistentemente un mayor 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 lugar de la fractura y las construcciones metálicas fallaron por una falla catastrófica del hueso en los lugares de inserción de los tornillos, lo cual 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, provocó fracturas en la construcción puente en los grupos AdhFix en lugar de alrededor de los tornillos en los grupos metálicos, es decir, la placa metálica y la construcción del tornillo de bloqueo son más fuertes que el propio hueso. . Este comportamiento frágil también se observa en la falla anterior de las muestras AdhFix con un espacio en comparación con sus contrapartes metálicas. Esto resalta la importancia de una reducción y un soporte 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 excede con creces los límites biomecánicos esperados y los requisitos del hueso durante los ejercicios de rehabilitación normales. La literatura actual informa cargas externas de hasta 48 N aplicadas a la mano durante las actividades diarias típicas22,23. Además, el momento flector máximo promedio en el Grupo 2 (AdhFix: espacio de flexión de 3 mm), que es el grupo AdhFix de menor rendimiento, equivale a 168,5 N aplicados 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 ejercicios de rehabilitación e incluso uso biológico diario, incluso si son estadísticamente inferiores a las construcciones metálicas en el momento de flexión máximo. Se justifican estudios que determinen la carga biomecánica aplicada a un hueso específico durante los ejercicios de rehabilitación normales.

Fotos de modos de falla representativos. (a) Fallo del parche AdhFix a lo largo del espacio de la fractura. (b) Fallo de la construcción metálica por fallo catastrófico de la falange.

En torsión, la medida de desempeño funcional equivalente de las construcciones es la rigidez torsional. Esta medida mostró que tanto el grupo AdhFix estrecho como el ancho (Grupos 5 y 6) fueron estadísticamente más rígidos que las construcciones metálicas (Grupo 7; p <0,05) cuando se probaron en torsión con una osteotomía de 3 mm de espacio. 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 a 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 estrecho (Grupo 5) fue estadísticamente más bajo que la construcción metálica (Grupo 7; p <0.05), el parche ancho AdhFix (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 a un hardware metálico en torsión máxima.

Las mediciones del espesor 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 contó con la ayuda de una guía específica para la muestra tanto para perforar los orificios de los tornillos como para cortar la osteotomía. Esta ayuda redujo variaciones adicionales del experimento para centrarse en la biomecánica del parche AdhFix. Se necesitan 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 flexión de cuatro puntos como en 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 fracaso, 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 cíclicamente avanzarían en la comprensión de la plataforma AdhFix y aumentarían la relevancia de este trabajo. Además, este estudio demuestra consistencias intraoperatorias realizadas por 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 de placas metálicas. 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 de pruebas mecánicas sin procesar a partir de los cuales se calculan los resultados están disponibles en el siguiente repositorio público: https://doi.org/10.5281/zenodo.7985000.

Wu, A.-M. et al. Carga global, regional y nacional de fracturas óseas en 204 países y territorios, 1990-2019: un análisis sistemático del Estudio de carga global de enfermedades 2019. Lancet Healthy Longev. 2, e580–e592. https://doi.org/10.1016/s2666-7568(21)00172-0 (2021).

Artículo de Google Scholar

Onishi, T. y col. Predictores de rigidez posoperatoria de los dedos en fracturas inestables de falange proximal. Plast. Reconstr. Cirugía. Globo. Abierto 3, e431. https://doi.org/10.1097/GOX.0000000000000396 (2015).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

von Kieseritzky, J., Nordstrom, J. & Arner, M. Reoperaciones y complicaciones posoperatorias después de la osteosíntesis de fracturas de falange: un estudio de cohorte retrospectivo. J. Plast. Cirugía. Cirugía de Mano. 51, 458–462. https://doi.org/10.1080/2000656X.2017.1313261 (2017).

Artículo de Google Scholar

Carpenter, S. & Rohde, RS Tratamiento de fracturas de falange. Mano Clin. 29, 519–534. https://doi.org/10.1016/j.hcl.2013.08.006 (2013).

Artículo PubMed Google Scholar

Page, SM & Stern, PJ Complicaciones y rango de movimiento después de la fijación con placa de fracturas de metacarpianos y falanges. J. Cirugía de la mano. Soy. 23, 827–832. https://doi.org/10.1016/S0363-5023(98)80157-3 (1998).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Cotterell, IH & Richard, MJ Fracturas metacarpianas y falángicas en deportistas. Clínico. Medicina deportiva. 34, 69–98. https://doi.org/10.1016/j.csm.2014.09.009 (2015).

Artículo PubMed Google Scholar

Brei-Thoma, P., Vogelin, E. & Franz, T. Fijación con placa de fracturas extraarticulares de la falange proximal: ¿Los nuevos implantes causan menos problemas?. Arco. Ortopédico. Cirugía de Trauma. 135, 439–445. https://doi.org/10.1007/s00402-015-2155-4 (2015).

Artículo PubMed Google Scholar

Guerrero, EM et al. Complicaciones de la fijación con placa de bajo perfil de fracturas de falange. Mano (Nueva York) 16, 248–252. https://doi.org/10.1177/1558944719855684 (2021).

Artículo PubMed Google Scholar

Haughton, D., Jordan, D., Malahias, M., Hindocha, S. y Khan, W. Principios del tratamiento de fracturas de mano. Orthop abierto. J. 6, 43–53. https://doi.org/10.2174/1874325001206010043 (2012).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Logters, TT, Lee, HH, Gehrmann, S., Windolf, J. & Kaufmann, RA Manejo de fracturas de falange proximal. Mano (Nueva York) 13, 376–383. https://doi.org/10.1177/1558944717735947 (2018).

Artículo PubMed Google Scholar

Hardy, MA Principios del tratamiento de fracturas de metacarpianos y falanges: una revisión de los conceptos de rehabilitación. J. Orthop. Física deportiva. El r. 34, 781–799. https://doi.org/10.2519/jospt.2004.34.12.781 (2004).

Artículo PubMed Google Scholar

Granskog, V. y col. Los composites de tiol-eno de alto rendimiento presentan una nueva era de adhesivos adecuados para la reparación ósea. Adv. Función. Madre. https://doi.org/10.1002/adfm.201800372 (2018).

Artículo de Google Scholar

Hutchinson, DJ y cols. Fijación de fracturas óseas altamente personalizable mediante la unión de composites y tornillos. Adv. Función. Madre. https://doi.org/10.1002/adfm.202105187 (2021).

Artículo de Google Scholar

Kieseritzky, JV y cols. DendroPrime como barrera de adhesión en placas de fijación de fracturas: un estudio experimental en conejos. J. Cirugía de la mano. EUR. 45, 742–747. https://doi.org/10.1177/1753193420932477 (2020).

Artículo de Google Scholar

Arseneault, M. y col. El amanecer de los termoestables trionas de tiol-ino triazina como una nueva plataforma de material adecuada para la reparación de tejidos duros. Adv. Madre. 30, e1804966. https://doi.org/10.1002/adma.201804966 (2018).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Martini, L., Fini, M., Giavaresi, G. y Giardino, R. Modelo de oveja en la investigación ortopédica: una revisión de la literatura. comp. Medicina. 51, 292–299 (2001).

CAS PubMed Google Académico

Schindelin, J. y col. Fiji: una plataforma de código abierto para el análisis de imágenes biológicas. Nat. Métodos 9, 676–682. https://doi.org/10.1038/nmeth.2019 (2012).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Doube, M. y col. BoneJ: Análisis de imágenes óseas gratuito y extensible en ImageJ. Hueso 47, 1076–1079. https://doi.org/10.1016/j.bone.2010.08.023 (2010).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Maxwell, SE La persistencia de estudios con poca potencia en la investigación psicológica: causas, consecuencias y remedios. Psicólogo. Métodos 9, 147–163. https://doi.org/10.1037/1082-989X.9.2.147 (2004).

Artículo PubMed Google Scholar

Perren, SM Evolución de la fijación interna de fracturas de huesos largos. La base científica de la fijación interna biológica: elegir un nuevo equilibrio entre estabilidad y biología. J. Cirugía de la articulación ósea. Hno. 84, 1093-1110. https://doi.org/10.1302/0301-620x.84b8.13752 (2002).

Artículo PubMed Google Scholar

MacLeod, AR y Pankaj, P. Planificación preoperatoria para la fijación de fracturas mediante placas de bloqueo: configuración del dispositivo y otras consideraciones. Lesiones Int. J. Atención a los heridos 49, T12-S18. https://doi.org/10.1016/S0020-1383(18)30296-1 (2018).

Artículo de Google Scholar

Purves, WK & Berme, N. Cargas resultantes en las articulaciones de los dedos en actividades seleccionadas. J. Biomed. Ing. 2, 285–289. https://doi.org/10.1016/0141-5425(80)90122-3 (1980).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Fowler, NK & Nicol, AC Medición de cargas interfalángicas tridimensionales externas aplicadas durante las actividades de la vida diaria. Clínico. Biomecánica. (Bristol, Avon) 14, 646–652. https://doi.org/10.1016/s0268-0033(99)00016-9 (1999).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Epari, DR, Kassi, JP, Schell, H. & Duda, GN La curación oportuna de la fractura requiere la optimización de la estabilidad de la fijación axial. J. Cirugía de la articulación ósea. Soy. 89, 1575–1585. https://doi.org/10.2106/JBJS.F.00247 (2007).

Artículo PubMed Google Scholar

Lee, JK y cols. Resultados después de la reducción abierta y fijación interna en fractura de falange proximal con mala alineación rotacional. J. Mano. Cirugía. Pac asiático. 25, 219–225. https://doi.org/10.1142/S2424835520500265 (2020).

Artículo de Google Scholar

Descargar referencias

Este proyecto ha recibido financiación del programa de investigación e innovación Horizonte 2020 de la Unión Europea en virtud del acuerdo de subvención nº 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 de Hvidovre, Copenhague, Dinamarca

Thomas Colding-Rasmussen y Christian Wong

Departamento de Tecnología de Fibras y Polímeros, Real Instituto de Tecnología KTH, Estocolmo, Suecia

Daniel J. Hutchinson y Michael Malkoch

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

Peter Horstman

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

Michael Mork Petersen

Departamento de Medicina Clínica, Facultad de Ciencias Médicas y de la Salud, 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: Diseñé y realicé el experimento, analicé e interpreté los datos y redacté el manuscrito. TCR: Diseñó y realizó el experimento y redactó el manuscrito. DH: Diseñó el experimento, proporcionó los materiales necesarios y brindó soporte para la plataforma AdhFix. DM: Creé un proceso de secuencias de comandos para guías 3D específicas de muestras y asistí 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 soporte para la plataforma AdhFix. CW: Diseñó el experimento y redactó el manuscrito. PV: Diseñó el experimento, analizó e interpretó los datos y redactó el 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 no declaran 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 de julio de 2022

Aceptado: 22 de mayo de 2023

Publicado: 08 de junio de 2023

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

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