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Jan 21, 2024

Performances biomécaniques d'une nouvelle lumière

Rapports scientifiques volume 13,

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 9339 (2023) Citer cet article

Détails des métriques

Les fractures osseuses traumatiques sont souvent des blessures débilitantes qui peuvent nécessiter une fixation chirurgicale pour assurer une guérison suffisante. Actuellement, les matériaux d'ostéosynthèse les plus utilisés sont à base de métal ; cependant, dans certains cas, tels que les fractures ostéoporotiques comminutives complexes, ils peuvent ne pas fournir la meilleure solution en raison de leur nature rigide et non personnalisable. Dans les fractures de la phalange en particulier, il a été démontré que les plaques métalliques induisent une raideur articulaire et des adhérences des tissus mous. Une nouvelle méthode d'ostéosynthèse utilisant un composite polymère photopolymérisable a été développée. Cette méthode s'est révélée être une solution polyvalente qui peut être façonnée par des chirurgiens in situ et il a été démontré qu'elle n'induit aucune adhérence des tissus mous. Dans cette étude, les performances biomécaniques d'AdhFix ont été comparées à des plaques métalliques conventionnelles. Les ostéosynthèses ont été testées dans sept groupes différents avec différentes modalités de chargement (flexion et torsion), la taille de l'écart d'ostéotomie et le type et la taille de fixation dans un modèle de phalange de mouton. AdhFix a démontré des rigidités statistiquement plus élevées en torsion (64,64 ± 9,27 et 114,08 ± 20,98 Nmm/° vs 33,88 ± 3,10 Nmm/°) et des fractures réduites en flexion (13,70 ± 2,75 Nm/mm vs 8,69 ± 1,16 Nmm/°), tandis que les plaques métalliques étaient plus rigides dans les fractures non réduites (7,44 ± 1,75 Nm/mm contre 2,70 ± 0,72 Nmm/°). Les plaques métalliques ont résisté à des couples de torsion équivalents ou significativement supérieurs (534,28 ± 25,74 Nmm vs 614,10 ± 118,44 et 414,82 ± 70,98 Nmm) et à des moments de flexion significativement supérieurs (19,51 ± 2,24 et 22,72 ± 2,68 Nm vs 5,38 ± 0,73 et 1,22 ± 0,30 Nm). Cette étude a montré que la plate-forme AdhFix est une solution viable et personnalisable qui est comparable aux propriétés mécaniques des plaques métalliques traditionnelles dans la plage des valeurs de charge physiologique rapportées dans la littérature.

Les fractures osseuses traumatiques sont souvent des blessures débilitantes qui nécessitent une fixation chirurgicale pour une guérison optimale. La fréquence et le fardeau économique de ces blessures devraient augmenter en raison d'une population de plus en plus âgée et plus ostéoporotique1. Aujourd'hui, les implants métalliques traditionnels sont considérés comme le matériau d'ostéosynthèse clinique de référence dans le traitement chirurgical de la majorité des fractures osseuses traumatiques2. Il a été démontré dans de nombreux cas que les implants à base de métal offrent une excellente stabilité biomécanique et un potentiel de guérison3,4. Cependant, dans certains cas cliniques, les matériaux à base de métal sont une solution inflexible manquant de la polyvalence nécessaire pour diverses morphologies de fractures diverses. De plus, il a été démontré que le placage métallique traditionnel induisait souvent des effets secondaires et des complications tels que la raideur, la pseudarthrose, la proéminence du matériel et la rupture du tendon5. Cela est particulièrement vrai pour les fractures tubulaires de la main et de l'avant-bras, qui font partie des lésions squelettiques les plus courantes4,6,7,8, nécessitant une mobilisation précoce pour une cicatrisation osseuse suffisante9. Alors que les fractures simples de la main peuvent être traitées de manière non chirurgicale avec un plâtre externe ou une attelle, un traitement chirurgical est souvent nécessaire pour les fractures instables ou déplacées4,10,11.

Une nouvelle méthode d'ostéosynthèse, AdhFix, est en cours de développement pour pallier ces insuffisances cliniques. AdhFix utilise un composite polymère photopolymérisable pour fournir des solutions de fixation hautement personnalisables12,13,14,15. Le procédé implique l'insertion de vis métalliques dans les fragments osseux, suivie de la constitution in situ d'une plaque composite polymère dans une configuration souhaitée. Le composite biocompatible est formé de monomères trifonctionnels allyl et thiol traizine-trione et d'une forte concentration d'hydroxyapatite13. Il est façonné in situ et rapidement durci en un matériau rigide grâce à une chimie de couplage thiol-ène induite par la lumière visible à haute énergie (HEV), offrant aux chirurgiens une solution de fixation hautement personnalisable comme alternative au placage métallique. En plus de sa possibilité de personnalisation, il a été démontré que le composite utilisé dans AdhFix n'avait aucune adhérence des tissus mous après 12 mois dans un modèle de rat in vivo13.

Pour être une solution cliniquement viable, ce nouveau système doit être capable de supporter sans défaillance des modes et des amplitudes de charge physiologiquement pertinents. Les premières investigations du nouveau composite ont été réalisées en étudiant ses propriétés mécaniques13, montrant des valeurs de module de 6,6 (0,2) GPa et des valeurs de contrainte maximales de 69 (3) MPa. Le composite a été utilisé avec la méthode AdhFix pour fixer des fractures dans des os de porc ex vivo et in vivo de rongeurs, ce qui a révélé son aptitude à stabiliser les fractures en cours de cicatrisation et son manque de biosorbabilité sur 12 mois. Cependant, les grands modèles animaux tels que les moutons offrent un métabolisme osseux et une taille de squelette similaires à ceux des humains, fournissant un substitut représentatif pour établir des méthodes orthopédiques et évaluer la stabilité de la fixation16. Dans cette étude, nous avons étudié les performances biomécaniques de la plateforme AdhFix en la comparant à une solution d'ostéosynthèse traditionnelle, à savoir des plaques et des vis métalliques verrouillables en acier inoxydable. Les deux plates-formes ont été comparées par chargement en flexion et torsion en quatre points dans un modèle de phalange ovine ex vivo de fractures transversales stables et instables. De plus, étant donné que AdhFix est construit in situ à la main, la reproductibilité de la morphologie de chacune des constructions et la biomécanique résultante ont été étudiées. L'hypothèse de cette étude était qu'il n'y aurait pas de différence dans la stabilité de la fixation entre la plateforme AdhFix et le matériel métallique traditionnel en flexion et en torsion dans les fractures réduites et déplacées. Une autre hypothèse est que la largeur du patch AdhFix sur mesure influencerait la stabilité de la fixation en torsion, démontrant la personnalisation de la plateforme.

Quarante et une phalanges proximales ovines ont été récoltées après l'euthanasie à partir d'études animales précédemment approuvées impliquant des brebis femelles au squelette mature (âge 3,59 ± 1,05 ans; poids 73,28 ± 2,46 kg). Aucun animal n'a été sacrifié dans le cadre de cette étude. Les phalanges ont été excisées, débarrassées des tissus mous, y compris le périoste (Fig. 1a, b), et enveloppées de gazes imbibées de solution de Ringer. Les échantillons ont été répartis en sept groupes d'étude (tableau 1) en fonction de la taille de l'écart d'ostéotomie (fractures réduites de 0 mm ou fractures déplacées de 3 mm), du type de fixation (AdhFix ou plaque métallique), de la modalité de chargement (flexion ou torsion en quatre points) et de la fixation. taille (uniquement pour le groupe Adhfix en torsion ; largeur 6 mm : étroite ou largeur 10 mm : large). Les tailles d'échantillon étaient N = 3 dans les groupes fixés au métal et N = 8 dans les groupes Adhfix, car une plus grande variation était attendue avec cette fixation personnalisée. Un échantillon a été perdu du groupe 6 au cours des étapes suivantes, ce qui a donné un N = 7.

Workflow pour l'ostéosynthèse des phalanges ovines. (a) Vue latérale d'une phalange ovine. (b) Vue antérieure d'une phalange ovine. (c) Phalanx dans le guide imprimé en 3D après perçage et découpe. ( d ) Phalange ostéosynthétisée avec AdhFix désignée pour la torsion avec un patch étroit (groupe 5). (e) Phalange ostéosynthétisée après enrobage de PMMA. ( f ) Rendu 3D du modèle de fracture ostéosynthétisé généré à partir d'un micro-CT scan.

Après le prélèvement de l'échantillon, toutes les phalanges ont été numérisées avec une tomodensitométrie quantitative périphérique à haute résolution (HR-pQCT) à l'aide d'un scanner XtremeCT (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Suisse) avec une tension de rayons X de 60 kVp, un courant de rayons X de 0,90 mA, et une résolution isotrope de 82 µm. Les scans HR-pQCT ont été utilisés pour créer des guides imprimés en 3D spécifiques à l'échantillon avec des fentes de coupe pour ostéotomiser les os avec une scie oscillante et des trous de support de guide de forage pour percer des trous pilotes pour les vis (Fig. 1c). Les trous pilotes étaient espacés de 5 mm et à 5 mm du centre de l'ostéotomie, avec deux sur chaque segment osseux pour correspondre à l'espacement sur les plaques métalliques utilisées. Pour créer ces guides, la tomodensitométrie de chaque spécimen a été importée dans un logiciel de traitement d'images 3D, Amira 3D (version 2021.1, Thermo Fisher Scientific), et un script Python personnalisé a été exécuté pour créer des guides de coupe spécifiques aux spécimens. Les guides de coupe ont ensuite été imprimés en 3D sur une imprimante 3D Stratasys F170 (Stratasys Ltd., Rehovot, Israël) pour créer les guides physiques à utiliser pour l'expérimentation. La face palmaire de l'os était alignée perpendiculairement au plan de coupe en flexion tandis que la face dorsale était alignée en torsion. Tous les patchs AdhFix (groupes 1, 2, 5 et 6) avaient une longueur de 25 mm, indépendamment de la largeur.

Les phalanges ont été placées dans les guides de coupe et quatre trous pilotes ont été percés à travers les deux cortex avec une mèche de 1,1 mm (DePuy Synthes, Zuchwill, Suisse). Ensuite, soit une ostéotomie transversale à coupe unique, soit une ostéotomie transversale à écart de 3 mm a été réalisée selon la désignation du groupe avec une scie oscillante d'une épaisseur de lame de 0,6 mm. L'os ostéotomisé final est illustré à la Fig. 1c. Le forage et la coupe ont été effectués sous irrigation continue avec une solution de Ringer pour prévenir la déshydratation, minimiser le risque de lésions osseuses et éliminer les débris osseux des régions de coupe.

Dans les groupes AdhFix désignés, le composite polymère personnalisable photopolymérisable (Bonevolent™ AdhFix, Biomedical Bonding AB, Stockholm, Suède) a été appliqué à l'aide de la méthode développée par Hutchinson et al. 5 et 6 ; figures 1d, 2). La plate-forme AdhFix utilise des vis corticales pour faire adhérer le composite polymère à l'os, obtenu en insérant des vis corticales en acier inoxydable (1,5 mm, DePuy Synthes) dans les quatre trous pilotes. Dans les groupes de torsion, les vis de 25 mm n'ont pas été coupées, cependant, dans les groupes de flexion, les avant-trous ont été mesurés avec une jauge de profondeur et les vis ont été coupées de telle sorte qu'elles affleurent la surface palmaire de l'os. Ensuite, le composite photopolymérisable a été appliqué autour et sous les têtes de vis à l'aide d'une seringue et d'une spatule, et les vis ont été serrées contre la surface osseuse. Le composite a ensuite été polymérisé avec une source de lumière visible à haute énergie (lampe LED Bluephase PowerCure, Ivoclar Vivadent Clinical, Schaan Liechtenstein). Le processus de durcissement comprenait deux impulsions de 5 s de lumière de 2000 mW/cm2 provenant d'une source lumineuse de 0,8 cm de diamètre. Le composite a été appliqué entre les vis, reliant ces points de fixation pour combler la fracture et compléter la couche de composite initiale. Dans les modèles d'écart de 0 mm, l'écart a été réduit avec une légère pression pour assurer la réduction. Dans le modèle d'écart de 3 mm, une entretoise imprimée en 3D a été insérée dans le guide pour assurer un espacement approprié et fournir une surface profilée spécifique à l'échantillon sur laquelle le composite de pontage peut reposer et éviter les déversements dans l'écart (Fig. 1c). Une fois la couche de pontage initiale établie, une couche de composite polymère et une maille de polyéthylène téréphtalate (PET) (pores de 0,15 mm ; 4 mm de large dans les groupes étroits (groupes 1, 2 et 5) et 8 mm de large dans le groupe large ( Groupe 6)) a été ajouté et polymérisé en une seconde couche du composite s'étendant sur toute la longueur du patch. Enfin, une troisième couche de polymère a été appliquée et durcie sur le maillage pour l'encapsuler complètement. Des exemples de groupes AdhFix sont illustrés sur les figures 2a, b, e, f.

Rendus 3D de chaque groupe de test. (a) Groupe 1 : AdhFix, flexion quatre points, écart de 0 mm. (b) Groupe 2 : AdhFix, flexion quatre points, espacement de 3 mm. (c) Groupe 3 : AdhFix, flexion à quatre points, espacement de 0 mm. (d) Groupe 4 : Plaque métallique, flexion quatre points, écart de 3 mm. (e) Groupe 5 : Plaque métallique, torsion, écart de 3 mm. (f) Groupe 6 : AdhFix, torsion, écart de 3 mm. (g) Groupe 7 : Plaque métallique, torsion, écart de 3 mm.

Des plaques de verrouillage en acier inoxydable (1,5 mm LCP Compact Hand, avec des vis de verrouillage en acier inoxydable de 1,5 mm, Depuy Synthes) ont été utilisées pour les ostéosynthèses sur les groupes 3, 4 et 7 (Fig. 2c, d, g). Les plaques ont été coupées à une longueur de 5 trous à partir d'une pièce de 12 trous et les vis de verrouillage de 1,5 mm ont été insérées dans les trous de la plaque et enfoncées dans les trous pilotes jusqu'à ce que les têtes de vis se verrouillent sur la plaque.

Dans tous les groupes, tant en AdhFix qu'en plaques métalliques, les gestes chirurgicaux et les ostéosynthèses ont été réalisés par le même chirurgien orthopédiste.

Dans les groupes de flexion à quatre points (groupes 1 à 4), après ostéosynthèse, les épiphyses de chaque os ont été noyées dans du polyméthacrylate de méthyle (PMMA) à l'aide d'un moule en téflon (PTFE) qui a donné des blocs de PMMA de 30 × 30 × 20 mm (Fig. . 2a–d).

Les échantillons destinés à la torsion ont été intégrés au niveau des épiphyses dans des cylindres en PMMA d'un diamètre de 60 mm avec une cavité hexagonale de 10 mm alignée avec l'axe de l'ostéosynthèse pour positionner et charger les constructions (Figs. 1e–f, 2e–g).

Après l'intégration, tous les échantillons ont été scannés avec le même tomodensitomètre en utilisant des paramètres identiques comme indiqué précédemment. Le matériau composite AdhFix est radio-opaque permettant de calculer l'épaisseur moyenne du patch à l'aide d'une méthode de sphères inscrites à partir des scanners (Fiji17, BoneJ plugin18).

Pour les essais mécaniques des constructions de flexion à quatre points, les blocs de PMMA ont été utilisés comme surfaces d'appui pour la grande portée (44 mm), tandis que la surface palmaire de la phalange a été utilisée comme surface d'appui pour la portée étroite (15 mm; figure 3a). Le dispositif de flexion à quatre points a été monté sur une machine d'essai électromécanique (Instron 5866, Norwood, MA, USA) avec une cellule de charge de 10 kN. Les échantillons ont été chargés en compression à une vitesse de 3 mm/min jusqu'à rupture de l'ostéosynthèse ou rupture osseuse catastrophique au niveau de la phalange. Un système de caméra stéréographique, l'Aramis SRX (GOM GmbH, Braunschweig, Allemagne), a été utilisé pour mesurer le déplacement du dispositif de flexion à quatre points à travers l'axe de rotation des points de contact supérieurs. Le moment de flexion a été calculé à partir de la force appliquée pour le montage spécifique qui a été utilisé, et le moment appliqué maximum a été interrogé pour chaque spécimen. Dans les échantillons AdhFix, la rigidité en flexion a été calculée comme la pente de la région linéaire de la courbe moment-déplacement appliquée entre 25 et 75 % du moment appliqué maximal dans MATLAB 2020b (The MathWorks, Inc). Dans les échantillons métallisés, la région linéaire n'était pas comprise entre 25 et 75 % de la charge maximale et a donc été sélectionnée manuellement. De plus, pour les échantillons métallisés à écart de 3 mm (groupe 4), la déformation était suffisamment importante pour que la surface intérieure des blocs de PMMA empiète sur le dispositif de flexion inférieur à quatre points à des charges plus élevées. À ce stade, le scénario de chargement supposé a été violé. En conséquence, la rigidité de ces échantillons a été évaluée dans la région de mouvement libre avant que l'impact des blocs de PMMA sur le dispositif de flexion inférieur ne se produise selon les marqueurs sur les blocs de PMMA mesurés par le système de caméra.

Montages d'essais mécaniques. (a) Configuration d'essai de flexion à quatre points. Les rouleaux de contact supérieurs avaient une portée de 44 mm tandis que les rouleaux de contact inférieurs avaient une portée de 15 mm. La fixation a été chargée axialement à une vitesse de 3 mm/min. (b) Configuration d'essai de torsion. Le support inférieur était fixe tandis que le support supérieur tournait à une vitesse de 6°/sec. Les deux supports étaient des hexagones de 10 mm alignés avec l'ostéosynthèse par une cavité hexagonale dans l'enrobage en PMMA.

En torsion, la cavité hexagonale du PMMA a été utilisée pour aligner l'axe de l'ostéosynthèse sur une machine d'essai électromécanique (Instron 5943) et charger les constructions (Fig. 3b). Les constructions ont été chargées en torsion à une vitesse de 6°/seconde jusqu'à ce que la rupture de la construction ou 30° de rotation soit atteinte. Semblable à la flexion en quatre points, le système ARAMIS SRX a été utilisé pour mesurer la rotation des deux pots en PMMA l'un par rapport à l'autre à l'aide de marqueurs sur la surface du PMMA. Le couple et le déplacement angulaire ont été mesurés, le couple maximal a été interrogé pour chaque spécimen et la rigidité en torsion a été calculée comme la pente de la courbe couple-déplacement de 25 à 75 % du couple maximal dans MATLAB. Dans les échantillons métalliques, la rigidité a été calculée comme la pente de la partie linéaire initiale de la courbe avant que la déformation plastique ne se produise.

Les statistiques descriptives et les ANOVA à un facteur ont été réalisées dans SPSS 27 (IBM Corp. Armonk, NY, USA). La signification statistique a été déterminée à un niveau de p < 0,05. Tous les groupes étaient normalement distribués selon un test de Shapiro-Wilk sauf un (raideur à la flexion du groupe 4 ; p = 0,045), qui était toujours analysé selon la même méthode en raison de la robustesse des tests ANOVA à un facteur aux écarts par rapport à la normalité19. Les résultats sont rapportés sous forme de moyennes et d'écarts types, sauf indication contraire. Lors du test des différences de groupe avec le test One-Way ANOVA, l'homogénéité de la variance a été déterminée à l'aide du test de Levene pour l'égalité de la variance. En raison de l'homogénéité de la variance non satisfaite dans tous les échantillons, une ANOVA modifiée de Welch a été réalisée avec un test post hoc de Games-Howell pour déterminer les différences entre les groupes.

La rigidité en flexion la plus élevée (13,70 ± 2,75 Nm/mm) a été trouvée dans le groupe AdhFix 0 mm (Groupe 1), la plus faible (2,70 ± 0,72 Nm/mm) a été trouvée dans le groupe AdhFix 3 mm (Groupe 2). Le groupe de plaques métalliques de 0 mm (8,69 ± 1,16 Nm/mm ; groupe 3) et le groupe de plaques métalliques de 3 mm (7,44 ± 0,1,75 Nm/mm ; groupe 4) se situaient entre les deux. Les tests ANOVA modifiés ont montré que tous les groupes étaient significativement différents les uns des autres (p < 0,05, Fig. 4a, Tableau 2) à l'exception des groupes d'ostéosynthèses métalliques (Groupes 3 et 4) (p = 0,450).

Boîtes à moustaches et diagrammes de dispersion des résultats de flexion en quatre points. La signification est notée p < 0,05 = *, p < 0,01 = ** et p < 0,001 = ***. (a) Résultats de rigidité en flexion. (b) Résultats du moment fléchissant maximal.

Dans l'analyse du moment de flexion, le moment de flexion maximal le plus élevé a été observé dans le groupe de plaques métalliques de 3 mm (22,72 ± 2,72 Nm ; Groupe 4), suivi du groupe de plaques métalliques de 0 mm (19,51 ± 2,24 Nm ; Groupe 3). Le groupe AdhFix 0 mm (5,38 ± 0,73 Nm ; Groupe 1) et le groupe AdhFix 3 mm (1,22 ± 0,30 Nm ; Groupe 2) étaient plus faibles. Les tests ANOVA modifiés ont montré que tous les groupes étaient significativement différents les uns des autres (p < 0,05, Fig. 4b, Tableau 2) à l'exception des groupes d'ostéosynthèses métalliques (Groupes 3 et 4) (p = 0,135). Les résultats complets de flexion à quatre points peuvent être vus dans la Fig. 4 et le Tableau 2.

La rigidité en torsion la plus élevée (114,08 ± 20,98 Nmm/°) a été trouvée dans le groupe AdhFix large (Groupe 6), et la plus faible dans le groupe ostéosynthèse métallique (33,88 ± 3,10 Nmm/° ; Groupe 7). Le groupe AdhFix étroit (64,64 ± 9,27 Nmm/° ; Groupe 5) se situe entre les deux. Tous les groupes étaient significativement différents les uns des autres (p < 0,05, Fig. 5a, Tableau 3).

Boîtes à moustaches et diagrammes de dispersion des résultats de torsion. La signification est notée p < 0,05 = *, p < 0,01 = ** et p < 0,001 = ***. (a) Résultats de rigidité en torsion. (b) Résultats de couple maximal.

De même, le couple maximal le plus élevé (614,10 ± 118,44 Nmm) a été trouvé dans le groupe AdhFix large (Groupe 6). Cependant, le couple le plus élevé suivant (534,28 ± 25,74 Nmm) a été trouvé dans le groupe d'ostéosynthèse métallique (groupe 7), avec le plus bas (414,82 ± 70,98 Nmm) trouvé dans le groupe AdhFix étroit (groupe 5). Les tests ANOVA modifiés ont montré des différences significatives entre les groupes. Le groupe 5 était significativement différent des deux autres groupes (p < 0,05, Fig. 5b, Tableau 3), tandis que les groupes 6 et 7 n'étaient pas significativement différents l'un de l'autre (p = 0,304).

L'épaisseur du patch des quatre groupes AdhFix (groupes 1, 2, 5 et 6) était respectivement de 2,36 ± 0,32, 2,31 ± 0,30, 2,14 ± 0,26 et 2,13 ± 0,16 mm. Tous les groupes respectaient l'hypothèse d'homogénéité et les épaisseurs moyennes des patchs n'étaient pas significativement différentes entre les groupes (p = 0,273). (Tableau 4).

Ce travail a démontré que les performances de la nouvelle solution polymérique photodurcissable sont biomécaniquement comparables aux fixateurs métalliques traditionnels dans certaines situations. Nos mesures aident à mieux comprendre le potentiel de cette nouvelle construction. Tout d'abord, la rigidité de construction a fourni une compréhension de la mécanique dans la plage fonctionnelle de l'ostéosynthèse à la fois en flexion et en torsion, où une charge typique se produirait. Deuxièmement, le critère de rupture du moment de flexion maximal et du couple maximal a fourni une limite supérieure en tant que contrainte de conception à respecter. Dans un contexte clinique, tout échec ou dommage permanent nécessiterait souvent une chirurgie de révision ou une intervention importante pour corriger l'échec. Enfin, l'épaisseur du patch a fourni une mesure de l'uniformité de cette construction personnalisable. En combinant ces trois mesures, avec la rigidité et la rupture étudiées dans deux modes de chargement principaux, une compréhension plus complète du potentiel d'AdhFix en tant que matériau d'ostéosynthèse a été acquise.

La performance fonctionnelle d'AdhFix a été démontrée par les mesures de rigidité. Ces mesures sont représentatives de la façon dont les constructions fonctionnent dans des scénarios d'utilisation clinique, n'entraînant pas de défaillance ou de dommages permanents. Le groupe AdhFix à espacement de 0 mm (groupe 1) a démontré des rigidités en flexion statistiquement supérieures aux autres groupes, y compris les groupes métallisés (groupes 3 et 4). Dans une situation clinique, cela signifierait une construction plus rigide, ce qui est nécessaire pour une fracture parfaitement réduite, qui a besoin d'une stabilité absolue pour une cicatrisation optimale20. Cependant, l'ostéotomie d'écart de 3 mm, qui représente une fracture comminutive, fixée avec AdhFix (groupe 2), présentait une construction moins rigide que son homologue métallique (groupe 4). Comme la construction était en contact avec l'os, la longueur de travail effective a été réduite à la largeur de l'espace, par opposition à la distance entre les vis, créant des contraintes encore plus élevées dans le patch AdhFix21.

Contrairement à la rigidité en flexion, les constructions métalliques présentaient systématiquement un moment de flexion maximum plus élevé que les patchs AdhFix dans les groupes d'ostéotomies à écart de 0 et 3 mm. Cependant, les modes de défaillance n'étaient pas équivalents. Les constructions AdhFix ont échoué sur l'ostéotomie au niveau du site de fracture et les constructions métalliques ont échoué par une défaillance catastrophique de l'os au niveau des sites d'insertion des vis, ce qui n'est pas physiologiquement pertinent (Fig. 6). Ce comportement pourrait être attribué à deux facteurs. Premièrement, la nature plus fragile d'AdhFix, par rapport à l'acier inoxydable, a entraîné une fracture dans la construction de pontage dans les groupes AdhFix, par opposition aux vis dans les groupes métalliques, c'est-à-dire que la plaque métallique et la construction à vis de verrouillage sont plus résistantes que l'os lui-même . Ce comportement fragile est également observé dans la défaillance antérieure des spécimens AdhFix avec un espace par rapport à leurs homologues métalliques. Cela souligne l'importance d'une réduction et d'un soutien adéquats de l'espace de fracture lors de l'utilisation d'AdhFix. Deuxièmement, le comportement de défaillance dans les constructions métalliques est un cas extrême qui dépasse de loin les limites biomécaniques attendues et les exigences de l'os lors d'exercices de rééducation normaux. La littérature actuelle rapporte des charges externes allant jusqu'à 48 N appliquées à la main lors d'activités quotidiennes typiques22,23. De plus, le moment de flexion maximum moyen du groupe 2 (AdhFix : écart de 3 mm en flexion), qui est le groupe AdhFix le moins performant, équivaut à 168,5 N appliqué au dispositif de flexion à quatre points, ou 84,2 N sur chaque support. Bien que ces forces ne soient pas directement comparables en raison des différences de modalité de chargement, ces valeurs fournissent une estimation de l'ampleur des charges physiologiques appliquées à une phalange humaine. Par conséquent, les résultats des patchs AdhFix réalisés dans cette étude suggèrent qu'ils seraient capables de supporter des charges suffisantes pour des exercices de rééducation et même une utilisation biologique quotidienne, même s'ils sont statistiquement inférieurs aux constructions métalliques en moment de flexion maximum. Des études qui déterminent la charge biomécanique appliquée à un os spécifique au cours d'exercices de rééducation normaux sont justifiées.

Photos de modes de défaillance représentatifs. (a) Échec du patch AdhFix à travers l'espace de fracture. (b) Défaillance de la construction métallique par défaillance catastrophique de la phalange.

En torsion, la mesure de performance fonctionnelle équivalente des constructions est la rigidité en torsion. Cette mesure a montré que les groupes AdhFix étroits et larges (groupes 5 et 6) étaient statistiquement plus rigides que les constructions métalliques (groupe 7 ; p < 0,05) lorsqu'ils étaient testés en torsion avec une ostéotomie d'écart de 3 mm. De plus, du point de vue de l'application, les groupes étroits (groupe 5) et larges (groupe 6) étaient significativement différents les uns des autres, démontrant que les constructions peuvent être adaptées aux exigences mécaniques spécifiques d'un scénario de fracture. Ce résultat est très important dans un contexte clinique car la rotation de la construction induit davantage de contraintes de cisaillement qui inhibent la croissance osseuse24. Dans une situation clinique avec une morphologie de fracture complexe, le placement de vis peut être limité, et étant donné le même placement de vis, ce patch personnalisable in situ peut être élargi pour augmenter la stabilité de la fracture en utilisant le même placement de vis. De plus, le maintien de l'alignement en rotation dans les fractures de la phalange est une exigence chirurgicale importante pour assurer la fonctionnalité et prévenir les troubles fonctionnels9,25.

La mesure biomécanique finale du couple maximal a démontré que si le patch étroit (groupe 5) était statistiquement inférieur à la construction métallique (groupe 7 ; p < 0,05), le patch large AdhFix (groupe 6) et la plaque métallique n'étaient pas significativement différents ( p = 0,304). Cela illustre qu'en torsion AdhFix peut être construit pour être équivalent au matériel métallique en couple maximum.

Les mesures d'épaisseur de patch ont montré que les constructions étaient très cohérentes, sans aucune différence significative entre les groupes. Bien que cela ne soit pas indicatif de propriétés mécaniques similaires, cela est important pour le processus d'application. Dans cette étude, le chirurgien était assisté d'un guide spécifique à l'échantillon pour les forages des trous de vis ainsi que pour la coupe de l'ostéotomie. Cette aide a réduit les variations supplémentaires de l'expérience pour se concentrer sur la biomécanique du patch AdhFix. D'autres études de l'application chirurgicale sont justifiées pour donner un aperçu de la reproductibilité de la solution personnalisable.

Cette étude n'était pas sans limites. La principale limitation de cette étude est le scénario de chargement inconnu de la phalange humaine, à la fois pendant les exercices de rééducation et l'utilisation biologique normale. Idéalement, il serait préférable d'imiter ces conditions de charge, cependant, l'analyse des constructions à la fois en flexion à quatre points et en torsion capture une grande partie de la charge qui est présente in vivo dans la phalange. De plus, les tests effectués dans cette étude étaient monotones jusqu'à l'échec, alors que les tests cycliques pourraient être plus pertinents pour une utilisation clinique. De futures études visant à mieux quantifier la charge biologique et à évaluer ces charges de manière cyclique feraient progresser la compréhension de la plateforme AdhFix et augmenteraient la pertinence de ce travail. De plus, cette étude démontre des cohérences peropératoires par un seul chirurgien, avec une analyse interopératoire de la plateforme AdhFix justifiée dans de futures études.

En conclusion, AdhFix est une nouvelle technologie prometteuse qui fournit une solution facilement personnalisable pour la fixation des fractures avec le potentiel de réduire les complications des adhérences des tissus mous. Dans cette étude, un modèle de phalange ovine a été utilisé pour évaluer les performances biomécaniques de la nouvelle technique d'ostéosynthèse des fractures par rapport à l'étalon-or clinique actuel du placage métallique. Les résultats présentés dans cette étude illustrent que la plateforme AdhFix a le potentiel d'être une alternative viable et personnalisable aux implants métalliques pour la fixation des fractures, justifiant une enquête plus approfondie dans les phalanges et les os similaires.

Les données brutes des essais mécaniques à partir desquelles les résultats sont calculés sont disponibles dans le référentiel public suivant : https://doi.org/10.5281/zenodo.7985000.

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Ce projet a reçu un financement du programme de recherche et d'innovation Horizon 2020 de l'Union européenne dans le cadre de la convention de subvention n° 952150 (BoneFix). Le composite photopolymérisable (BonevolentTM AdhFix) a été fourni par Biomedical Bonding AB (Stockholm, Suède).

Ces auteurs ont contribué à parts égales : Peter Schwarzenberg, Thomas Colding-Rasmussen, Christian Wong, Peter Varga.

Institut de recherche AO Davos, Davos, Suisse

Peter Schwarzenberg, Dominic Mischler, Tatjana Pastor et Peter Varga

Département de chirurgie orthopédique, Hvidovre University Hospital, Copenhague, Danemark

Thomas Colding-Rasmussen et Christian Wong

Département de technologie des fibres et des polymères, KTH Royal Institute of Technology, Stockholm, Suède

Daniel J. Hutchinson et Michael Malkoch

Département de chirurgie orthopédique, Hôpital Herlev et Gentofte, Hellerup, Danemark

Pierre Horstmann

Département de chirurgie orthopédique, Rigshospitalet, Hôpital universitaire de Copenhague, Copenhague, Danemark

Michael Mork Petersen

Département de médecine clinique, Faculté des sciences de la santé et de la médecine, Université de Copenhague, Copenhague, Danemark

Michael Mork Petersen et Christian Wong

Département des sciences cliniques vétérinaires, Université de Copenhague, Copenhague, Danemark

Stine Jacobsen

Département de chirurgie plastique et de la main, Inselspital University Hospital Bern, Université de Berne, Berne, Suisse

Tatjana Pasteur

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PS : Conception et réalisation d'expériences, analyse et interprétation de données, et rédaction du manuscrit. TCR : Conception et réalisation d'expériences et rédaction du manuscrit. DH : conception de l'expérience, fourniture du matériel nécessaire et assistance pour la plate-forme AdhFix. DM : Création d'un processus de script pour les guides 3D spécifiques aux spécimens et assistance dans l'acquisition de données de caméra stéréographique. PH : Expérience conçue. MMP : Expérience conçue. SJ : Conception d'une expérience. TP : Expérience réalisée. MM : Fourniture des matériaux requis et prise en charge de la plate-forme AdhFix. CW : Conception de l'expérience et rédaction du manuscrit. PV : conception de l'expérience, analyse et interprétation des données, et rédaction du manuscrit.

Correspondance avec Peter Schwarzenberg.

MM est impliqué dans une nouvelle PME nommée Biomedical Bonding AB qui vise à aider les patients avec des fixateurs adhésifs comme alternative aux implants métalliques commerciaux actuels. Tous les autres auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Schwarzenberg, P., Colding-Rasmussen, T., Hutchinson, DJ et al. Performance biomécanique d'une nouvelle technique de fixation osseuse photopolymérisable. Sci Rep 13, 9339 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-35706-3

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Reçu : 18 juillet 2022

Accepté : 22 mai 2023

Publié: 08 juin 2023

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

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