Propiedades mecánicas de un tornillo de interferencia de magnesio bioabsorbible para la reconstrucción del ligamento cruzado anterior en diversos materiales óseos de prueba

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 12342 (2023) Citar este artículo

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Los desgarros del ligamento cruzado anterior (LCA) afectan negativamente la estabilidad y la cinemática de la rodilla. Los tornillos de interferencia (IS) se utilizan para la fijación del injerto en la reconstrucción del LCA y proporcionan suficiente fuerza de fijación para soportar las actividades de los pacientes durante el proceso de integración del injerto al hueso. El magnesio es un material novedoso utilizado para fabricar IS dada su resistencia y bioabsorbibilidad. En estudios anteriores, el diseño IS de magnesio seleccionado mostró un mejor rendimiento de fijación en comparación con el diseño IS convencional debido a su forma y condición de superficie. En este estudio, se probaron los IS de magnesio bioabsorbible para determinar su inserción (torque de inserción y un número de vueltas para implementar el IS) y su rendimiento de fijación (prueba dinámica y de extracción). Para obtener una evaluación inicial confiable del rendimiento del IS, se implantaron IS en bloques de espuma de poliuretano Sawbones de 15 por pie cúbico (PCF), modelos biomecánicos de tibia Sawbones con núcleos de espuma de 17 PCF y tibias cadavéricas humanas. En la prueba de extracción del bloque de espuma se utilizaron tendones porcinos y en todas las demás configuraciones de prueba se utilizaron cuerdas de nailon para evitar la influencia del propio material del injerto de ligamento. En la prueba de extracción, el injerto se sometió a una tensión de tracción a una velocidad de 6 mm/min. Para la prueba dinámica se realizaron 1000 ciclos entre 0 y 200 N, seguidos de una prueba final de extracción. Después de cada prueba, se observó el patrón de ensanchamiento del túnel midiendo la relación de aspecto del túnel en el sitio de inserción. El torque de inserción se encuentra dentro del torque de inserción normal de los IS, así como de la tensión promedio del ligamento antes de la inserción. En la configuración del bloque de espuma, la cuerda de nailon mostró una fuerza de extracción mayor que el tendón porcino. La comparación de cada configuración utilizando cuerda de nailon tanto para la extracción como para la extracción después de la prueba dinámica no mostró diferencias significativas entre la configuración del bloque de espuma y la configuración del cadáver. Sin embargo, todos los modelos de tibia muestran una fuerza de extracción inesperadamente alta debido a la influencia de su capa cortical. No hubo diferencias estadísticamente significativas en el ensanchamiento del túnel entre las construcciones de bloque de espuma-tendón porcino y bloques de espuma-cuerda de nailon. La resistencia a la extracción de los IS de magnesio se encuentra dentro del rango típico de tensión del LCA durante las actividades diarias. Aunque los resultados de las pruebas de los IS de magnesio son diferentes en cada material óseo, el IS de magnesio muestra una capacidad de fijación y trabajabilidad adecuadas durante la inserción sin fallo del material.

El ligamento cruzado anterior (LCA) influye en la estabilidad y la cinemática de la articulación de la rodilla1. Los desgarros del LCA son comunes2 y pueden provocar cambios patológicos adicionales en y alrededor de la articulación de la rodilla3. La reconstrucción intraarticular del LCA con fijación del injerto mediante tornillo de interferencia (IS) se realiza de forma rutinaria4,5,6 con una tasa de éxito del 75-95%3,7. En Alemania, el 81% de los cirujanos prefirieron la fijación con IS, preferiblemente con un IS bioabsorbible (60%), especialmente para la tibia8, donde se produce principalmente el fracaso9. Se han utilizado IS metálicos permanentes (p. ej., titanio) y poliméricos, sin diferencias significativas en el resultado clínico10,11. Los IS metálicos pueden causar daño al injerto e inducir el ensanchamiento del túnel3. El material polimérico es más débil que el metal y puede producirse la fractura del tornillo durante su inserción3,12.

El magnesio, un metal ligero, es una excelente alternativa a los materiales metálicos estándar y se han estudiado varias características3,13,14. Su bioabsorbibilidad y biocompatibilidad en combinación con su alta resistencia son ventajosas en comparación con otros materiales15. Además, las aleaciones de magnesio se han utilizado como material biodegradable alternativo para implantes de fracturas porque sus propiedades mecánicas (módulo de Young, índice de Poisson) son similares a las del hueso cortical humano16. El magnesio muestra propiedades de material comparables a las del hueso y una tasa de absorción controlada, es radiotransparente y produce artefactos de resonancia magnética bajos, con una fuerza de fijación del injerto adecuada y biodegradabilidad después de la implantación en humanos. Además de la selección del material, los parámetros de diseño del SI, como el perfil de la pendiente y la condición de la superficie, también influyen en el rendimiento del SI. En un estudio anterior, el diseño de IS de magnesio seleccionado para este estudio arrojó un resultado prometedor en comparación con el diseño de IS convencional, dado su perfil de pendiente y condición de la superficie14. El rendimiento mecánico del magnesio IS se puede evaluar considerando dos parámetros: torque de inserción y fuerza de fijación. El método de prueba de rendimiento para los IS se aproximó a las pautas para las pruebas in vitro de los ligamentos cruzados y la reconstrucción de ligamentos17, y fue adaptado de la especificación estándar y los métodos de prueba para tornillos médicos metálicos para huesos (ASTM F543). La fuerza de fijación se determina mediante una prueba de extracción (prueba de carga hasta la rotura) y mediante una prueba dinámica. La prueba de extracción se puede realizar con una velocidad de extracción que oscila entre 5 y 1000 mm/min17. La prueba dinámica se realiza a través de 1.000 ciclos que pueden evaluar la respuesta inicial de la construcción del injerto IS17. El ligamento debe preacondicionarse de forma cíclica baja y con carga baja, por ejemplo, con 20 ciclos que oscilan entre 0 y 50 N18. Comúnmente se emplean tres materiales para las pruebas de IS: bloques de espuma de poliuretano, un modelo de tibia Sawbones y rodillas cadavéricas humanas3,4,19,20,21,22. Debido a las variaciones en las pruebas en términos de diseño de tornillos, material óseo y configuración de la prueba, es difícil comparar todos los resultados de una prueba con otra.

El objetivo de esta investigación biomecánica es la fijación de la tibia utilizando IS de magnesio bioabsorbible. El rendimiento de inserción y fijación del IS está determinado por el torque de inserción, el número de intentos utilizados para girar el IS para completar la inserción (número de vueltas), la prueba de extracción y la prueba dinámica (con prueba de extracción posterior). . Como se indicó, existen tres materiales óseos comúnmente utilizados en las pruebas de IS. Sin embargo, la estructura morfológica de los tres materiales es diferente y no hay evidencia de que los resultados entre los tres materiales sean directamente comparables. El uso de los tres materiales óseos ayudará a determinar el desempeño de los IS según la variación en las características del material óseo. Además, debe reflejar la utilización adecuada del material óseo en una configuración experimental específica. Por lo tanto, este estudio tiene como objetivo evaluar y comparar el rendimiento de inserción y fijación in vitro del IS en tibias cadavéricas humanas, bloques de espuma de poliuretano y modelos de tibias artificiales. La hipótesis de este estudio es que el IS funciona de manera similar en todos los materiales óseos, el torque de inserción se mantiene dentro de los 3 Nm y cada IS funciona correctamente durante las pruebas sin falla del tornillo en todas las configuraciones de prueba.

El experimento evaluó la inserción (prueba de inserción) y el rendimiento de la fijación (pruebas dinámicas y de extracción) del IS en cuatro configuraciones de diferentes combinaciones de "material óseo-material de ligamento" (configuración de prueba) que se muestran en la Tabla 1. En cada prueba, el La prueba de inserción fue seguida por una prueba de extracción o dinámica. Además, tras la prueba dinámica, se realizó una prueba de extracción. La fuerza de extracción se investigó utilizando un enfoque de carga hasta falla controlado a distancia. Además, se registraron y analizaron la tensión inicial del ligamento, el torque de inserción, el número de vueltas de inserción y el patrón de ensanchamiento del túnel.

El IS de magnesio utilizado en este estudio midió 9 mm de diámetro y 30 mm de longitud con un paso de 2,5 mm y una profundidad de paso de 0,825 mm. El tono y la profundidad del tono se midieron utilizando un pie de rey (ACCUD Co., Ltd., SuZhou, China). Se utilizaron dos materiales de ligamentos diferentes como injertos de LCA: tendones flexores porcinos (diámetro promedio 7,7 ± 0,6 mm) y cuerdas de nailon de 9 mm de diámetro (Kanirope GmbH, Dortmund, Alemania). Las patas de cerdo frescas congeladas se compraron a un carnicero local; por lo tanto, no se requiere aprobación ética. Las patas porcinas se descongelaron cuidadosamente durante la noche y el tendón se recogió como se describió anteriormente23. Los tendones disecados se almacenaron en solución salina tamponada con fosfato (PBS). Además, el bloque de espuma de poliuretano rígido sólido de 15 por pie cúbico (PCF) (Sawbones, Pacific Research Laboratories, WA, EE. UU.) se preparó en un tamaño de 35 mm × 35 mm × 40 mm (largo x ancho x alto) con una perforación de 9 mm. túnel (n = 5) y túnel de 10 mm (n = 10), para prueba con tendón porcino y cuerda de nailon, respectivamente (Fig. 1 arriba). El túnel para el modelo de tibia (Tibia 4th Generation 17 PCF de gran tamaño, Sawbones, Pacific Research Laboratories, WA, EE. UU.) (n = 10) se perforó utilizando una máquina CNC (DMG MORI Global Marketing GmbH, Wernau, Alemania) a 65° en los planos sagital y coronal como se muestra en la Fig. 1 (abajo). Todas las rodillas cadavéricas (n = 11) fueron explantadas de tres mujeres y ocho hombres, de edades comprendidas entre 76 y 95 años (promedio de 83,6 ± 6,6 años), proporcionadas por el Instituto de Anatomía Molecular y Celular (MOCA), Uniklinik RWTH Aachen. Los cadáveres se descongelaron durante la noche a temperatura ambiente y se diseccionaron antes de realizar las pruebas. Un cirujano ortopédico consultor inspeccionó visualmente la tibia para determinar si podía usarse para el experimento. Los modelos de tibia y cadáveres se fijaron a la máquina mediante espuma de poliuretano (Euro-Leder GmbH & Co.KG, Georgsmarienhütte, Alemania).

Ejemplos de bloque óseo con túnel de 9 mm y 10 mm de diámetro (arriba) y modelo de tibia con túnel (abajo).

El proceso de inserción del tornillo en el bloque de espuma se muestra en la Fig. 2 (arriba). El bloque se introdujo en la plataforma de inserción impresa en 3D donde se fijó. El material del ligamento (tendón porcino y cuerda de nailon) se conectó a la celda de carga de 2,5 kN de la máquina de prueba (DYNA-MESS Prüfsysteme GmbH, Alemania) utilizando una abrazadera de ligamento especialmente diseñada. El túnel de inserción y el material del ligamento se alinearon coaxialmente al eje de medición de la célula de carga. El material del ligamento fue arrastrado a través del túnel. Antes de la inserción del IS, el cirujano consultor aplicó tensión al ligamento y la fuerza de tensión se registró en Newton [N]. El par de inserción se midió utilizando un destornillador dinamométrico digital (TSD-400, Electromatic Equip't Co., Inc., NY, EE. UU.). Dado que el torque aumenta una vez que el IS avanza hacia el túnel, el torque final también es el torque máximo (denominado torque de inserción). Luego se analizó el torque de inserción promedio de cada configuración. Además, para insertar con éxito el IS, el cirujano debe hacer avanzar el IS hacia el interior del túnel girando el destornillador hasta que el IS esté completamente insertado en el túnel. El número de intentos de girar el IS se denomina “número de giros”4. Por lo tanto, una rotación completa del IS puede constar de varios números de vueltas. Por tanto, en la prueba de inserción se registró el número de vueltas y el par de inserción [Nm]. Para la configuración de la inserción de tornillos del modelo de tibia artificial, el modelo se fijó con un soporte de tibia (Fig. 2 (abajo)) en el que el túnel también está alineado coaxialmente a la carga. La tibia no fue perforada previamente para la configuración de inserción del tornillo de tibia cadavérica. Por lo tanto, primero se fijó en el soporte de tibia y se perforó el túnel utilizando instrumentos estándar para la reconstrucción del LCA (Arthrex GmbH, Munich, Alemania).

Inserción de tornillos utilizando un bloque de espuma (arriba) y modelo de tibia después de la inserción del tornillo (abajo).

Las pruebas de extracción y dinámicas se realizaron después de las pruebas de inserción. La Figura 3a muestra la configuración de la prueba: el bloque de espuma (con un IS insertado) se colocó en un soporte de bloque. El modelo de tibia y la configuración de la prueba de rodilla cadavérica se muestran en las figuras 3b, c, respectivamente.

(a) Configuración de prueba de bloque de espuma, (b) configuración de prueba de modelo de tibia y (c) configuración de prueba de tibia cadavérica.

La prueba de extracción se realizó a 6 mm/min y se detuvo cuando la máquina alcanzó un desplazamiento máximo controlado de 78 mm. La fuerza de extracción se obtuvo a partir de la curva fuerza-desplazamiento determinada por la fuerza máxima alcanzada antes de que ocurriera el modo de falla. Como modo de falla, se observó cualquier falla potencial del material del ligamento, deslizamiento del material del ligamento o falla del tornillo (aflojamiento o fractura del tornillo). La fuerza de extracción registrada de cada repetición se analizó para obtener la fuerza de extracción promedio de una configuración de prueba específica. La ilustración de la curva de carga se puede encontrar en la información complementaria S1: la fuerza alcanzó su punto máximo y disminuyó cuando ocurrió un modo de falla. Al final de las pruebas, se retiraron los IS para medir los diámetros más estrechos (menores) y más anchos (mayores) del túnel en el sitio de inserción utilizando un pie de rey digital (Accud Co., Ltd, SuZhou, China). La relación de ancho estrecho (relación de aspecto) se calculó para representar el patrón de ensanchamiento del túnel (es decir, túnel circular o elíptico). La prueba dinámica se realizó a una frecuencia de 1 Hz durante 1000 ciclos con una carga de 0 N a 200 N. En todas las pruebas con el tendón porcino se realizó un preacondicionamiento de diez ciclos a 25 N. Después de la prueba dinámica, se realizó una prueba de extracción. Después de la prueba, cada material óseo se cortó longitudinalmente al túnel para observar la interacción entre el hueso y el tornillo. El tornillo fue inspeccionado visualmente para detectar posibles daños.

La estadística descriptiva se realizó utilizando media y desviación estándar (DE). Las muestras se analizaron con una prueba t de dos colas para muestras independientes. La significación estadística se estableció en P menor que 0,05.

Este estudio no involucró ningún vertebrado vivo y/o invertebrados superiores y, por lo tanto, las pautas de ARRIVE no son aplicables. No es necesario un voto ético de la comisión de ética, porque todas las muestras incluidas en la investigación provienen de personas incluidas en el programa de donación de cuerpos del hospital universitario de Aquisgrán (Uniklinik RWTH Aachen, Alemania). Cada persona de este programa firmó un testamento personal para utilizar el cuerpo para educación médica e investigaciones médicas. Además, los autores también confirman que el experimento se realizó de acuerdo con las normas para la obtención, experimentación y eliminación de todos los cadáveres.

Se utilizaron un total de 36 IS en los tres materiales. En general, la tensión inicial promedio del ligamento antes de la inserción fue de 40,6 ± 5,0 N. La Figura 4 muestra el torque de inserción promedio y el número de vueltas necesarias para la inserción completa del tornillo en todas las configuraciones (bloque de espuma-tendón porcino; bloque de espuma-cuerda; modelo de tibia- cuerda y cadáver-cuerda). La comparación del torque de inserción promedio entre cada configuración encontró que la configuración de bloque de espuma-tendón porcino, bloque de espuma-cuerda y cuerda de cadáver no fue significativamente diferente (P = 0,1, P = 0,2 y P = 0,4, respectivamente). Sin embargo, el torque de inserción promedio entre el modelo de tibia con cuerda de nailon y la configuración con bloque de espuma y tendón porcino, bloque de espuma con cuerda y cuerda de hueso cadavérico fue significativamente diferente (P < 0,001), ya que la configuración del modelo de tibia tenía un torque de inserción mayor que el modelo de tibia con cuerda de nailon. el otro. Durante la inserción del tornillo en el modelo de tibia, la capa cortical y la cuerda de nailon se comprimieron fuertemente, lo que provocó que el torque de inserción sobrepasara el límite del destornillador dinamométrico. En este caso, continuamos con un destornillador normal hasta que se requirió menos torque y medimos el torque de las últimas vueltas. El análisis de la curva de torque de apriete para el bloque de espuma y las tibias cadavéricas con la cuerda de nailon mostró que el torque de inserción aumenta una vez que el IS comienza a avanzar en el túnel hasta alcanzar el torque más alto en las vueltas finales. En el modelo de tibia con cuerda de nailon, al inicio de la progresión del tornillo, el torque de inserción superó los 3 Nm y disminuyó hacia el final, siendo el torque de inserción final medido menos de 3 Nm. El número de vueltas necesarias para insertar el tornillo varió entre las configuraciones de prueba. La comparación entre todas las configuraciones muestra una diferencia significativa (P <0,001), excepto que la configuración con bloque de espuma-tendón porcino y la configuración con cuerda de cadáver no mostraron diferencias significativas (P = 0,1) entre ellas.

Torque de inserción promedio y número de vueltas para completar la inserción IS (*P < 0,05).

La Figura 5 muestra la fuerza de extracción promedio para cada configuración de prueba. La configuración del tendón porcino con bloque de espuma es significativamente diferente a todas las demás configuraciones (P <0,001). No hubo diferencias significativas en la fuerza de extracción cuando se comparó la prueba de extracción y la extracción después de la prueba dinámica entre el mismo material óseo (P = 0,3, P = 0,9 y P = 0,4 para el modelo de tibia con bloque de espuma). y tibias cadavéricas, respectivamente). Al examinar la diferencia entre los materiales óseos, la configuración de cuerda de bloque de espuma y cuerda de tibia cadavérica no mostró diferencias significativas tanto para la extracción como para la extracción después de la prueba dinámica (P = 0,3 y P = 0,1). Tanto en la prueba de extracción como en la extracción después de la prueba dinámica, la cuerda modelo de tibia en comparación con la cuerda de bloque de espuma y la cuerda de hueso cadavérico demostraron diferencias significativas (P <0,001, P <0,001, P = 0,001 y P = 0,01, respectivamente).

Fuerza de extracción promedio para cada configuración de prueba (*P < 0,05).

En una prueba dinámica de un bloque de espuma, la cuerda de nailon se deslizó a 524 ciclos. Por lo tanto, sólo se utilizaron cuatro resultados de fuerza de extracción para esta combinación (n = 4). En el entorno de la prueba con cadáveres, solo se pudieron usar tres de las seis pruebas de extracción después de la prueba dinámica (n = 3) para el análisis estadístico, ya que algunas muestras eran severamente osteoporóticas (Fig. 8d). Los tres cadáveres fallidos muestran el siguiente resultado: (1) torque de inserción de 3,0 Nm, 0,2 Nm y 0,3 Nm, respectivamente; (2) número de vueltas a las 22, 20 y 20 vueltas, respectivamente; y (3) la fuerza de retirada no fue representativa. Además, el alto torque de inserción y el número de vueltas en la configuración del modelo de tibia fueron causados por la estructura del modelo, que se discutirá más adelante.

La Figura 6 muestra un ejemplo de ensanchamiento de túnel en un patrón elíptico cuyo diámetro mayor-menor se midió. La información sobre el tamaño del túnel antes y después de la prueba y el patrón de ampliación del túnel se puede encontrar en la información complementaria S1. La Figura 7 muestra la relación de aspecto del túnel de todas las configuraciones de prueba. Los resultados no muestran diferencias significativas al comparar el tendón porcino y la cuerda de nailon en una prueba dinámica y de extracción utilizando un bloque de espuma (P = 0,8, P = 0,7, respectivamente). La comparación de la relación de aspecto del túnel de la prueba de extracción y dinámica utilizando bloques de espuma y cadáver no muestra diferencias estadísticamente significativas (P = 0,2 y P = 0,2, respectivamente). La comparación entre todas las configuraciones de bloques de espuma y las configuraciones de cadáveres es significativamente diferente (P <0,05). Sin embargo, en las pruebas del modelo de tibia, solo se midieron dos ensanchamientos del túnel en la prueba de extracción (n = 2) y un ensanchamiento del túnel en la extracción después de la prueba dinámica (n = 1), porque el tornillo de interferencia no se pudo colocar. extraído de la tibia. Dados los pequeños datos de muestra en los modelos de tibia, los datos sobre el ensanchamiento del túnel no se analizaron estadísticamente. De la observación del experimento se desprende el modo de fallo por deslizamiento del material del ligamento. En todas las pruebas, todos los tornillos se colocaron en la misma posición y nunca mostraron ningún signo de falla, como fractura o aflojamiento del tornillo.

Medición del ensanchamiento del túnel (relación de aspecto) en el punto de inserción.

Relación de aspecto del ensanchamiento del túnel (*P <0,05) sin análisis estadístico de la configuración del modelo de tibia.

La Figura 8 muestra ejemplos de la interacción entre los IS y los materiales de inserción. La Figura 8a-c muestra la progresión del tornillo hasta el material óseo desde el punto de inserción a lo largo de la longitud del tornillo. Por otro lado, en una tibia cadavérica osteoporótica, Fig. 8d, la estructura ósea trabecular no pudo soportar la carga que se produjo durante la inserción. Por lo tanto, la progresión de las huellas del tornillo hasta el hueso influyó en la resistencia a la fuerza de extracción de la configuración hueso-tornillo.

Ejemplos de la interacción entre el tornillo de interferencia en (a) bloque de espuma, (b) modelo de tibia, (c) tibia cadavérica sana y (d) tibia cadavérica osteoporótica.

En comparación con los IS de polímero y metal permanente, los IS de magnesio ofrecen las ventajas de ser bioabsorbibles y fuertes, prevenir artefactos de imagen y permitir procedimientos de revisión menos complicados24,25. Este estudio probó el rendimiento de un diseño IS de magnesio. Para lograr el objetivo de investigar el rendimiento de inserción y fijación del tornillo, se realizaron pruebas de inserción, pruebas de extracción y pruebas dinámicas para medir el torque de inserción, el número de vueltas, la fuerza de extracción y la relación de ensanchamiento en varios escenarios de materiales óseos.

El método de prueba de rendimiento para los IS se aproximó a las pautas para las pruebas in vitro de los ligamentos cruzados y la reconstrucción de ligamentos17, y fue adaptado de la especificación estándar y los métodos de prueba para tornillos médicos metálicos para huesos (ASTM F543). La fuerza de fijación se determina mediante una prueba de extracción (prueba de carga hasta la rotura) y mediante una prueba dinámica. La prueba de extracción se puede realizar con una velocidad de extracción que oscila entre 5 y 1000 mm/min17. La prueba dinámica se realiza a través de 1000 ciclos que pueden evaluar la respuesta inicial del constructo del injerto IS17. El ligamento debe preacondicionarse de forma cíclica baja y con carga baja, por ejemplo, con 20 ciclos que oscilan entre 0 y 50 N18. Comúnmente se emplean tres materiales para las pruebas de IS: bloques de espuma de poliuretano, un modelo de tibia Sawbones y rodillas cadavéricas humanas3,4,19,20,21,22. Además, para el modelo de tibia, el túnel de 65° en los planos coronal y sagital es un rango práctico de túnel de tibia de 52°–75° y 64°–80° en los planos coronal y sagital, respectivamente26,27,28.

En la prueba de inserción, en primer lugar, se registró la fuerza de tensión inicial del ligamento antes de la inserción. En la reconstrucción del LCA con un solo haz, se recomienda una tensión del LCA entre 20 N y 90 N para obtener una mejor estabilidad de la rodilla29. Por lo tanto, la fuerza de tensión promedio del ACL de 40,6 ± 5,0 N en la presente investigación está dentro del rango recomendado. En segundo lugar, el torque de inserción indica el trabajo requerido por los cirujanos para insertar el tornillo4. El par de inserción de menos de 3 Nm se encuentra dentro del par de inserción normal de ISs26,27 y es congruente con la literatura, ya que el par de inserción permanece inferior a 3 Nm durante todo el experimento14. Los diferentes materiales óseos y configuraciones de ligamentos influyen en el torque de inserción y en el número de vueltas necesarias para la inserción IS. Los resultados de las pruebas proporcionaron información sobre el rendimiento de inserción del tornillo y varios materiales pueden requerir una cantidad diferente de trabajo. En este estudio, la consistencia experimental en una pequeña cantidad de repetición (en diversos materiales óseos) fue esencial. Por lo tanto, utilizar un solo cirujano habría proporcionado un resultado más consistente en la investigación. El número de vueltas sólo implica la cantidad de trabajo de un cirujano individual. No es un objetivo lograr un cierto número de vueltas durante la operación real. Obviamente, en el futuro se podrán realizar más estudios con la participación de múltiples cirujanos.

En este estudio, el cirujano consultor comentó que, en comparación con la inserción IS en una operación real, la inserción IS utilizando tibias cadavéricas sanas proporcionó la retroalimentación/sensación física más realista, seguida de la configuración de bloque de espuma y cuerda de nailon. Además, el cirujano realizó una perforación de túnel en la tibia cadavérica, lo que debería reflejar mejor el entorno clínico. Por el contrario, en el modelo de tibia artificial con cuerda de nailon, la alta compresión entre la capa cortical del modelo de tibia y la cuerda de nailon provocó una respuesta de inserción háptica poco realista.

En cuanto a los materiales óseos, los problemas experimentales con la fuerza de inserción y extracción inesperadamente alta del modelo de tibia pueden estar relacionados con la construcción del modelo de tibia en sí. Debido a la mayor relación de aspecto del túnel en el punto de inserción, la tibia tiene una forma más redondeada en comparación con la forma más elíptica del bloque de espuma y el cadáver. Un punto más es cuando el IS alcanzó el interior del núcleo de espuma de 17 PCF, en las últimas vueltas la inserción vuelve a quedar dentro de los 3 Nm. Esto implica que una capa cortical dura influye en el aumento del par de inserción más allá de 3 Nm y disminuye en las últimas vueltas. Esto se debe a las propiedades del material y al grosor de la capa cortical del modelo de tibia, que reacciona de forma diferente en el bloque de espuma y en la muestra de cadáver. Esto produjo un torque de inserción irrealmente alto (> 3 Nm) al inicio y disminuyó cuando el tornillo avanzó hasta la capa de espuma trabecular de 17 PFC del modelo para alcanzar el torque de inserción final de menos de 3 Nm. Sin embargo, este hallazgo muestra que este problema probablemente se deba a la naturaleza del modelo de tibia, no al IS en sí. Además, el IS de magnesio puede soportar altas fuerzas de compresión durante la inserción y un par de inserción superior a 3 Nm.

Los IS proporcionan suficiente fijación inicial. El deslizamiento del ligamento se produjo sólo en el material del ligamento mientras el tornillo permaneció bien fijado al hueso. El uso de cuerda de nailon elimina la variabilidad biológica. De esta manera, se puede caracterizar mejor el rendimiento del tornillo y la interacción hueso-tornillo. El uso de la cuerda de nailon dio como resultado una SD más estrecha que el tendón porcino, dados los parámetros del material de la cuerda más consistentes. En un modelo de tibia artificial, como consecuencia de la estructura de la capa cortical, se produjo una fuerza de extracción elevada tanto para la extracción como para la extracción después de la prueba dinámica. Por otro lado, el bloque de espuma y las tibias cadavéricas mostraron una fuerza de extracción similar, mientras que el bloque de espuma tenía una SD más estrecha. No hubo diferencias estadísticas entre la configuración del bloque de espuma y la de las tibias cadavéricas. Después de la prueba dinámica, la fuerza de extracción de las tibias cadavéricas fue ligeramente mayor que la prueba inicial de extracción del cadáver. Esto es congruente con otros estudios28: el IS conserva la misma capacidad de fijación después de 1000 cargas cíclicas. La fuerza del injerto del LCA se estimó in situ entre 30 y 450 N, siendo 150 N suficientes para realizar actividades diarias como caminar28. Este valor de fijación inicial puede variar entre estudios según el montaje experimental, desde 200 N hasta más de 1000 N4,25,30. Sin embargo, el IS proporciona suficiente fuerza de fijación tanto en cargas de extracción única como dinámicas. Una observación adicional de un estudio con una configuración similar14 muestra que la fuerza de extracción en la configuración del tendón porcino es significativamente diferente a la configuración de la cuerda de nailon.

El patrón de ensanchamiento del túnel muestra la interacción hueso-tornillo-ligamento. La proporción de aproximadamente 0,91 en todas las configuraciones de bloques de espuma implica que el tornillo comprime el material del ligamento hacia un lado del túnel y la pared del otro lado, produciendo un túnel elíptico. La proporción de ensanchamiento del túnel en las pruebas con cadáveres fue de 0,84 y 0,81 para la extracción y la extracción después de la prueba dinámica, respectivamente. El túnel era más estrecho y más largo al final. Desafortunadamente, el ensanchamiento del túnel para el modelo de tibia no fue comparable debido al patrón de inserción poco realista y los tornillos quedaron atrapados debajo de la capa cortical. Del modelo de tibia sólo se pudieron extraer tres de diez tornillos. La proporción de ensanchamiento del túnel en el modelo de tibia se midió desde la capa cortical. La relación de ensanchamiento del túnel justifica una mayor investigación sobre la progresión de la huella de tornillo hasta la pared del túnel. La configuración del bloque de espuma mostró una progresión constante del tornillo hacia la pared del túnel a lo largo de toda la longitud del tornillo. Esto significa que, mientras el tornillo avanzaba hacia el interior del hueso por un lado, el tornillo también comprimió el ligamento del otro lado sin rotación del ligamento en el túnel. Esto mostró una buena función del tornillo en términos de interacción hueso-tornillo e injerto-tornillo. El modelo de tibia artificial también mostró una interacción tornillo-hueso similar a la evidenciada en el bloque óseo.

Al observar el túnel cortado, se hizo evidente el espesor de la capa cortical por lo mencionado respecto a la construcción del modelo de tibia. La capa cortical del modelo de tibia es más gruesa y posiblemente más dura (por la implicación de la relación de aspecto del túnel) que la capa cortical de la tibia cadavérica que se muestra en las figuras 8a, c. Sin embargo, no se investigaron las propiedades materiales de la capa cortical del modelo de tibia ni del cadáver. Además, la marca de color azul de la cuerda de nailon indicó una mayor compresión en la región de la capa cortical donde la marca de color azul no se encontró ni en el bloque de espuma ni en el cadáver. En general, el uso del modelo de tibia en este estudio brindó información útil sobre la resistencia del IS de magnesio. Sin embargo, en el futuro, la utilización del modelo de tibia deberá estudiarse y planificarse cuidadosamente para lograr un resultado prometedor.

El patrón de ensanchamiento del túnel de huesos sanos y osteoporóticos fue similar, pero resultó en diferencias en la prueba dinámica y de extracción. Esto puede explicarse observando la progresión de los IS hasta el hueso. El hueso sano mostró progresión de la banda de rodadura del tornillo hasta la estructura morfológica ósea, mientras que el hueso osteoporótico no mostró visualmente progresión del tornillo hasta el hueso (Fig. 8). La estructura ósea y la densidad mineral ósea no se cuantificaron, pero visualmente el hueso sano es más denso que el hueso osteoporótico, lo que probablemente resulta en una mejor interacción IS-hueso. Una mayor densidad mineral ósea influye en la fijación inicial del tornillo4,17,28,31.

Los tres materiales óseos utilizados en este estudio para investigar el rendimiento del IS en diversos entornos se utilizan comúnmente en pruebas biomecánicas. En este artículo, es posible que el modelo de tibia no se adapte a esta configuración experimental, pero muestra un resultado prometedor cuando se utiliza la fijación de injerto extracortical21. El bloque cadavérico y el de espuma se pueden utilizar indistintamente para investigar el torque de inserción y la fuerza de extracción. Las propiedades mecánicas y cualquier condición patológica del hueso también pueden influir en el resultado, con un resultado inconsistente o una prueba de fracaso como se muestra en la prueba con huesos osteoporóticos.

Nuestro estudio presenta algunas limitaciones. Primero, para la evaluación de la inserción del IS, la configuración experimental no incluyó ningún dispositivo para medir la fuerza axial aplicada a través del destornillador. Por lo tanto, la fuerza axial debe medirse además de la medición del par y el número de vueltas. Al medir la fuerza axial, el par y el número de vueltas, se puede evaluar mejor el trabajo necesario para implementar el IS. En segundo lugar, en la prueba de inserción, sólo se registraron el par máximo de inserción y el número de vueltas (como intento de rotación). Para mejorar la evaluación, se podría registrar el torque de inserción y el ángulo de rotación en cada vuelta del tornillo. De esta manera, se puede investigar la curva de par de inserción-ángulo de giro-número de vueltas. Estos resultados sólo son aplicables a tornillos con un diámetro de 9 mm y una longitud de 30 mm. Los estudios futuros deberían investigar diferentes dimensiones de tornillos. Por último, la máquina de pruebas alcanzó su límite en la prueba de extracción a 6 mm/min. Aunque se sugirió una tasa de extracción de 5 mm/min con respecto a la norma ASTM F543, la tasa de extracción entre 2,5 y 7,5 mm/min no afecta significativamente el resultado32.

Los IS de magnesio muestran un rendimiento de inserción y fijación adecuado en todas las configuraciones de prueba sin ningún indicio de daño al tornillo. En la prueba de inserción, los IS de magnesio muestran una buena trabajabilidad en términos de la cantidad de trabajo requerido para la inserción del IS (par máximo y número de vueltas). El uso de bloques de espuma y tibias cadavéricas también proporciona información realista sobre la inserción del IS. Para este enfoque experimental también son adecuados bloques de espuma y tibias cadavéricas en combinación con cuerdas de nailon. La principal desventaja de las tibias cadavéricas es que son material biológico; por lo tanto, el hueso osteoporótico puede provocar el fracaso de la prueba. En todos los entornos experimentales, incluido el alto torque de inserción en el modelo de tibia, los IS de magnesio demostraron una buena resistencia del material y una buena interacción hueso-tornillo-ligamento. La progresión ósea y el patrón de ensanchamiento del túnel muestran la capacidad de los IS de magnesio para comprimir el ligamento proporcionando una fijación inicial adecuada del injerto. Se deben realizar más investigaciones sobre las propiedades técnicas y mecánicas de los IS de magnesio.

Todos los datos están disponibles previa solicitud razonable a Nad Siroros ([email protected]).

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Descargar referencias

Los autores desean agradecer a la Sra. Sarah Nüsser del Instituto de Anatomía Molecular y Celular (MOCA), Hospital Universitario RWTH Aachen, Alemania, por proporcionar rodillas cadavéricas para el experimento. Además, los estudiantes asistentes de investigación de nuestro departamento, Sophia Leven, Kuang-Cheng Yang y Yi Yu ayudaron con la construcción y los trabajos experimentales. Por último, pero no menos importante, los autores desean expresar su agradecimiento a nuestro socio del proyecto, Medical Magnesium GmbH, Alemania, por proporcionar materiales de prueba para el estudio.

Financiamiento de Acceso Abierto habilitado y organizado por Projekt DEAL.

Departamento de Ortopedia, Traumatología y Cirugía Reconstructiva, Hospital Universitario RWTH Aachen, Pauwelsstraße 30, 52074, Aquisgrán, Alemania

Nad Siroros, Ricarda Merfort, Yu Liu, Maximilian Praster, Filippo Migliorini, Roman Michalik, Frank Hildebrand y Jörg Eschweiler

Departamento de Cirugía Ortopédica y Traumatología, Hospital Académico de Bolzano (SABES-ASDAA), 39100, Bolzano, Italia

Filippo Migliorini

Departamento de Medicina, Cirugía y Odontología, Universidad de Salerno, 84081, Baronissi, Italia

Nicola Maffulli

Facultad de Farmacia y Bioingeniería, Facultad de Medicina de la Universidad de Keele, Stoke on Trent, ST4 7QB, Inglaterra

Nicola Maffulli

Barts y la Escuela de Medicina y Odontología de Londres, Centro de Medicina del Deporte y el Ejercicio, Mile End Hospital, Universidad Queen Mary de Londres, Londres, E1 4DG, Inglaterra

Nicola Maffulli

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Los aportes de los autores son los siguientes: conceptualización, NS y JE; curación de datos, NS; análisis formal, NS; adquisición de financiación, JE; investigación, NS y YL; metodología, NS y JE; administración de proyectos, JE; recursos, JE; supervisión, Frank Hilde-brand y JE; visualización, NS; escritura: borrador original, NS; redacción: revisión y edición, RM, MP, FM, NM, RM y JE Todos los autores estuvieron de acuerdo con la versión final del manuscrito. Todos los autores han leído y aceptado la versión publicada del manuscrito.

Correspondencia a Filippo Migliorini.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Siroros, N., Merfort, R., Liu, Y. et al. Propiedades mecánicas de un tornillo de interferencia de magnesio bioabsorbible para la reconstrucción del ligamento cruzado anterior en diversos materiales óseos de prueba. Representante científico 13, 12342 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-39513-8

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Recibido: 06 de enero de 2023

Aceptado: 26 de julio de 2023

Publicado: 31 de julio de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-39513-8

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