Biomechanische Leistung eines neuartigen Lichts

Wissenschaftliche Berichte Band 13, Artikelnummer: 9339 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Traumatische Knochenbrüche sind häufig schwächende Verletzungen, die möglicherweise eine chirurgische Fixierung erfordern, um eine ausreichende Heilung sicherzustellen. Die derzeit am häufigsten verwendeten Osteosynthesematerialien sind metallbasiert; In bestimmten Fällen, beispielsweise bei komplexen osteoporotischen Trümmerfrakturen, stellen sie aufgrund ihrer starren und nicht anpassbaren Beschaffenheit jedoch möglicherweise nicht die beste Lösung dar. Insbesondere bei Phalanxfrakturen wurde gezeigt, dass Metallplatten Gelenksteifheit und Weichteilverklebungen hervorrufen. Es wurde eine neue Osteosynthesemethode unter Verwendung eines lichthärtbaren Polymerkomposits entwickelt. Diese Methode hat sich als vielseitige Lösung erwiesen, die von Chirurgen vor Ort angepasst werden kann und nachweislich keine Weichteiladhäsionen hervorruft. In dieser Studie wurde die biomechanische Leistung von AdhFix mit herkömmlichen Metallplatten verglichen. Die Osteosynthesen wurden in sieben verschiedenen Gruppen mit unterschiedlicher Belastungsmodalität (Biegung und Torsion), Osteotomiespaltgröße sowie Fixationsart und -größe in einem Schaf-Phalanx-Modell getestet. AdhFix zeigte statistisch höhere Steifigkeiten bei Torsion (64,64 ± 9,27 und 114,08 ± 20,98 Nmm/° gegenüber 33,88 ± 3,10 Nmm/°) und bei reduzierten Brüchen beim Biegen (13,70 ± 2,75 Nm/mm gegenüber 8,69 ± 1,16 Nmm/°). während die Metallplatten bei nicht reponierten Frakturen steifer waren (7,44 ± 1,75 Nm/mm vs. 2,70 ± 0,72 Nmm/°). Die Metallplatten hielten gleichwertigen oder deutlich höheren Torsionsdrehmomenten (534,28 ± 25,74 Nmm gegenüber 614,10 ± 118,44 und 414,82 ± 70,98 Nmm) und deutlich höheren Biegemomenten (19,51 ± 2,24 und 22,72 ± 2,68 Nm gegenüber 5,38 ± 0,73 und 1,22 ± 0) stand. 30 Nm). Diese Studie hat gezeigt, dass die AdhFix-Plattform eine praktikable, anpassbare Lösung ist, die innerhalb des in der Literatur angegebenen Bereichs der physiologischen Belastungswerte mit den mechanischen Eigenschaften herkömmlicher Metallplatten vergleichbar ist.

Traumatische Knochenbrüche sind oft schwächende Verletzungen, die für eine optimale Heilung eine chirurgische Fixierung erfordern. Es wird erwartet, dass die Häufigkeit und die wirtschaftliche Belastung dieser Verletzungen aufgrund einer zunehmend älteren und osteoporotischeren Bevölkerung zunehmen1. Heutzutage gelten herkömmliche Metallimplantate als klinischer Goldstandard für die Osteosynthese bei der chirurgischen Behandlung der meisten traumatischen Knochenbrüche2. In vielen Fällen wurde gezeigt, dass Implantate auf Metallbasis eine hervorragende biomechanische Stabilität und ein hervorragendes Heilungspotenzial bieten3,4. In einigen klinischen Fällen stellen Materialien auf Metallbasis jedoch eine unflexible Lösung dar, denen die Vielseitigkeit fehlt, die für verschiedene Frakturmorphologien erforderlich ist. Darüber hinaus hat sich gezeigt, dass herkömmliche Metallplattierungen häufig Nebenwirkungen und Komplikationen wie Steifheit, Pseudarthrose, Vorstehen der Hardware und Sehnenruptur hervorrufen5. Dies gilt insbesondere für tubuläre Frakturen in der Hand und im Unterarm, die zu den häufigsten Skelettverletzungen gehören4,6,7,8 und für eine ausreichende Knochenheilung eine frühzeitige Mobilisierung erfordern9. Während einfache Frakturen in der Hand nicht operativ mit einem externen Gipsverband oder einer Schiene behandelt werden können, ist bei instabilen oder verschobenen Frakturen häufig eine chirurgische Behandlung erforderlich4,10,11.

Eine neue Osteosynthesemethode, AdhFix, wird derzeit entwickelt, um diesen klinischen Unzulänglichkeiten Rechnung zu tragen. AdhFix nutzt ein lichthärtbares Polymerkomposit, um hochgradig anpassbare Fixierungslösungen bereitzustellen12,13,14,15. Die Methode umfasst das Einsetzen von Metallschrauben in die Knochenfragmente und den anschließenden Aufbau einer Polymerverbundplatte in der gewünschten Konfiguration vor Ort. Das biokompatible Komposit besteht aus trifunktionellen Allyl- und Thiol-Traizin-Trion-Monomeren und einer hohen Konzentration an Hydroxylapatit13. Es wird in situ geformt und durch hochenergetische, sichtbare (HEV) Licht-induzierte Thiol-En-Kupplungschemie schnell zu einem starren Material ausgehärtet, was Chirurgen eine hochgradig anpassbare Fixierungslösung als Alternative zur Metallbeschichtung bietet. Zusätzlich zu seiner Anpassbarkeit hat sich gezeigt, dass das in AdhFix verwendete Komposit nach 12 Monaten in einem In-vivo-Rattenmodell keine Weichteiladhäsionen aufweist13.

Um eine klinisch brauchbare Lösung zu sein, muss dieses neuartige System in der Lage sein, physiologisch relevanten Belastungsmodi und -größen ohne Ausfall standzuhalten. Erste Untersuchungen des neuartigen Verbundwerkstoffs wurden zur Untersuchung seiner mechanischen Eigenschaften13 durchgeführt und zeigten Modulwerte von 6,6 (0,2) GPa und maximale Spannungswerte von 69 (3) MPa. Das Komposit wurde mit der AdhFix-Methode zur Fixierung von Frakturen in Ex-vivo-Schweine- und In-vivo-Nagetierknochen verwendet. Dabei zeigte sich, dass es sich zur Stabilisierung heilender Frakturen eignet und über einen Zeitraum von 12 Monaten keine Biosorbierbarkeit aufweist. Allerdings bieten große Tiermodelle wie Schafe einen ähnlichen Knochenstoffwechsel und eine ähnliche Skelettgröße wie Menschen und bieten einen repräsentativen Ersatz für die Etablierung orthopädischer Methoden und die Beurteilung der Fixierungsstabilität16. In dieser Studie untersuchten wir die biomechanische Leistung der AdhFix-Plattform, indem wir sie mit einer herkömmlichen Osteosyntheselösung, nämlich verriegelnden Metallplatten und Schrauben aus rostfreiem Stahl, verglichen. Beide Plattformen wurden durch Belastung in Vier-Punkt-Biegung und Torsion in einem Ex-vivo-Schaf-Phalanx-Modell stabiler und instabiler Querfrakturen verglichen. Da AdhFix außerdem in situ von Hand konstruiert wird, wurde die Reproduzierbarkeit jeder Morphologie des Konstrukts und der daraus resultierenden Biomechanik untersucht. Die Hypothese dieser Studie war, dass es keinen Unterschied in der Fixationsstabilität zwischen der AdhFix-Plattform und herkömmlicher Metallhardware sowohl bei Biegung als auch bei Torsion bei reduzierten und verschobenen Frakturen geben würde. Eine weitere Hypothese ist, dass die Breite des maßgeschneiderten AdhFix-Patches die Fixierungsstabilität bei Torsion beeinflussen würde, was die Anpassbarkeit der Plattform demonstriert.

Einundvierzig proximale Phalangen von Schafen wurden nach Euthanasie aus zuvor genehmigten Tierversuchen mit skelettreifen weiblichen Schafen (Alter 3,59 ± 1,05 Jahre; Gewicht 73,28 ± 2,46 kg) entnommen. Für den Zweck dieser Studie wurden keine Tiere getötet. Die Phalangen wurden herausgeschnitten, von Weichgewebe, einschließlich des Periosts, befreit (Abb. 1a, b) und mit in Ringerlösung getränkten Gazen umwickelt. Die Proben wurden nach der Größe des Osteotomiespalts (0 mm reduzierte Frakturen oder 3 mm verschobene Frakturen), der Art der Fixierung (AdhFix oder Metallplatte), der Belastungsmodalität (Vierpunktbiegung oder Torsion) und der Fixierung sieben Studiengruppen (Tabelle 1) zugeordnet Größe (nur für die Adhfix-Gruppe in Torsion; 6 mm Breite: schmal oder 10 mm Breite: breit). Die Stichprobengrößen betrugen N = 3 in den metallfixierten Gruppen und N = 8 in den Adhfix-Gruppen, da bei dieser individuellen Fixierung mehr Variation erwartet wurde. Eine Probe aus Gruppe 6 ging während der nachfolgenden Schritte verloren, was zu N = 7 führte.

Arbeitsablauf für die Osteosynthese von Schafsphalangen. (a) Seitenansicht einer Schafphalanx. (b) Vorderansicht einer Schafphalanx. (c) Phalanx in einer 3D-gedruckten Führung nach dem Bohren und Schneiden. (d) Osteosynthetisierte Phalanx mit AdhFix für Torsion mit schmalem Patch (Gruppe 5). (e) Osteosynthetisierte Phalanx nach PMMA-Einbettung. (f) 3D-Rendering eines osteosynthetisierten Frakturmodells, das aus einem Mikro-CT-Scan generiert wurde.

Nach der Probenentnahme wurden alle Phalangen mit hochauflösender peripherer quantitativer Computertomographie (HR-pQCT) unter Verwendung eines XtremeCT-Scanners (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Schweiz) mit einer Röntgenspannung von 60 kVp und einem Röntgenstrom von 0,90 gescannt mA und einer isotropen Auflösung von 82 µm. Die HR-pQCT-Scans wurden verwendet, um probenspezifische 3D-gedruckte Führungen mit Schnittschlitzen für die Osteotomisierung der Knochen mit einer oszillierenden Säge und Bohrführungsstützlöchern zum Bohren von Pilotlöchern für Schrauben zu erstellen (Abb. 1c). Die Pilotlöcher hatten einen Abstand von 5 mm und 5 mm von der Mitte der Osteotomie entfernt, zwei an jedem Knochensegment, um dem Abstand auf den verwendeten Metallplatten zu entsprechen. Um diese Anleitungen zu erstellen, wurde der CT-Scan jeder Probe in eine 3D-Bildverarbeitungssoftware, Amira 3D (Version 2021.1, Thermo Fisher Scientific), importiert und ein benutzerdefiniertes Python-Skript ausgeführt, um probenspezifische Schnittführungen zu erstellen. Die Schnittführungen wurden dann auf einem Stratasys F170 3D-Drucker (Stratasys Ltd., Rehovot, Israel) 3D-gedruckt, um die physischen Führungen für Experimente zu erstellen. Die volare Seite des Knochens war bei Biegung senkrecht zur Schnittebene ausgerichtet, während die dorsale Seite bei Torsion ausgerichtet war. Alle AdhFix-Pflaster (Gruppen 1, 2, 5 und 6) hatten eine Länge von 25 mm, unabhängig von der Breite.

Die Phalangen wurden in den Schnittführungen platziert und mit einem 1,1-mm-Bohrer (DePuy Synthes, Zuchwill, Schweiz) wurden vier Pilotlöcher durch beide Kortikales gebohrt. Anschließend wurde je nach Gruppenbezeichnung entweder eine Einzelschnitt-Querosteotomie oder eine Querosteotomie mit 3 mm Spalt mit einer oszillierenden Säge mit einer Blattstärke von 0,6 mm durchgeführt. Der endgültige osteotomierte Knochen ist in Abb. 1c dargestellt. Sowohl das Bohren als auch das Schneiden wurden unter kontinuierlicher Spülung mit Ringerlösung durchgeführt, um eine Austrocknung zu verhindern, das Risiko einer Knochenschädigung zu minimieren und Knochenreste aus den Schnittbereichen zu entfernen.

In den vorgesehenen AdhFix-Gruppen wurde das lichthärtbare, anpassbare Polymerkomposit (Bonevolent™ AdhFix, Biomedical Bonding AB, Stockholm, Schweden) mit der von Hutchinson et al.13 entwickelten Methode angewendet, um Osteosynthesen zu erzeugen, die Brückenplattierung nachahmen (Gruppen 1, 2, 5 und 6; Abb. 1d, 2). Die AdhFix-Plattform verwendet Kortikalisschrauben, um das Polymerkomposit am Knochen zu befestigen. Dies wird durch Einsetzen von Kortikalisschrauben aus rostfreiem Stahl (1,5 mm, DePuy Synthes) in die vier Pilotlöcher erreicht. In den Torsionsgruppen wurden die 25-mm-Schrauben ungeschnitten gelassen, in den Biegegruppen wurden die Pilotlöcher jedoch mit einem Tiefenmessgerät gemessen und die Schrauben so geschnitten, dass sie bündig mit der volaren Oberfläche des Knochens abschlossen. Anschließend wurde das lichthärtende Komposit mit einer Spritze und einem Spatel um und unter den Schraubenköpfen aufgetragen und die Schrauben gegen die Knochenoberfläche festgezogen. Anschließend wurde das Komposit mit einer hochenergetischen sichtbaren Lichtquelle (Bluephase PowerCure LED-Lampe, Ivoclar Vivadent Clinical, Schaan Liechtenstein) ausgehärtet. Der Aushärtungsprozess umfasste zwei 5-s-Lichtimpulse mit 2000 mW/cm2 von einer Lichtquelle mit 0,8 cm Durchmesser. Zwischen den Schrauben wurde Komposit aufgetragen, um diese Befestigungspunkte zu verbinden, um die Fraktur zu überbrücken und die erste Kompositschicht zu vervollständigen. Bei den 0-mm-Spaltmodellen wurde der Spalt mit leichtem Druck verkleinert, um eine Reduzierung zu gewährleisten. Beim 3-mm-Spaltmodell wurde ein 3D-gedruckter Abstandshalter in die Führung eingesetzt, um den richtigen Abstand zu gewährleisten und eine probenspezifische, konturierte Oberfläche für das Überbrückungskomposit bereitzustellen, auf der es ruhen kann, und um ein Verschütten in den Spalt zu verhindern (Abb. 1c). Sobald die erste Überbrückungsschicht eingerichtet war, wurde eine Schicht aus Polymerkomposit und ein Polyethylenterephthalat (PET)-Netz (0,15 mm Poren; 4 mm breit in schmalen Gruppen (Gruppen 1, 2 und 5) und 8 mm breit in der breiten Gruppe) hinzugefügt. Gruppe 6)) wurde zu einer zweiten Schicht des Verbundwerkstoffs hinzugefügt und ausgehärtet, die sich über die gesamte Länge des Pflasters erstreckte. Schließlich wurde eine dritte Schicht des Polymers auf das Netz aufgetragen und ausgehärtet, um es vollständig einzukapseln. Beispiele für die AdhFix-Gruppen sind in Abb. 2a, b, e, f dargestellt.

3D-Renderings jeder Testgruppe. (a) Gruppe 1: AdhFix, Vierpunktbiegung, 0 mm Spalt. (b) Gruppe 2: AdhFix, Vierpunktbiegung, 3 mm Spalt. (c) Gruppe 3: AdhFix, Vierpunktbiegung, 0 mm Spalt. (d) Gruppe 4: Metallplatte, Vierpunktbiegung, 3 mm Spalt. (e) Gruppe 5: Metallplatte, Torsion, 3 mm Spalt. (f) Gruppe 6: AdhFix, Torsion, 3 mm Spalt. (g) Gruppe 7: Metallplatte, Torsion, 3 mm Spalt.

Für Osteosynthesen in den Gruppen 3, 4 und 7 wurden Edelstahl-Verriegelungsplatten (1,5 mm LCP Compact Hand, mit 1,5 mm Edelstahl-Verriegelungsschrauben, Depuy Synthes) verwendet (Abb. 2c, d, g). Die Platten wurden aus einem 12-Loch-Materialstück auf eine Länge von 5 Löchern zugeschnitten und die 1,5-mm-Verriegelungsschrauben durch die Plattenlöcher eingeführt und in die Führungslöcher eingedreht, bis die Schraubenköpfe an der Platte befestigt waren.

In allen Gruppen, sowohl bei AdhFix als auch bei den Metallplatten, wurden die chirurgischen Eingriffe und Osteosynthesen von demselben Orthopäden durchgeführt.

In den Vier-Punkt-Biegegruppen (Gruppen 1–4) wurden nach der Osteosynthese die Epiphysen jedes Knochens unter Verwendung einer Teflonform (PTFE) in Polymethylmethacrylat (PMMA) eingebettet, was zu 30 × 30 × 20 mm großen PMMA-Blöcken führte (Abb . 2a–d).

Für die Torsion vorgesehene Proben wurden an den Epiphysen in PMMA-Zylinder mit einem Durchmesser von 60 mm und einem 10 mm großen Sechskanthohlraum eingebettet, der an der Achse der Osteosynthese ausgerichtet war, um die Konstrukte zu positionieren und zu laden (Abb. 1e–f, 2e–g).

Nach dem Einbetten wurden alle Proben mit demselben CT-Scanner unter Verwendung identischer Einstellungen wie zuvor angegeben gescannt. Das AdhFix-Verbundmaterial ist strahlenundurchlässig, sodass die durchschnittliche Dicke des Pflasters mithilfe einer Methode eingeschriebener Kugeln aus den CT-Scans berechnet werden kann (Fiji17, BoneJ-Plugin18).

Für die mechanische Prüfung der Vierpunkt-Biegekonstruktionen wurden die PMMA-Blöcke als Auflageflächen für die große Spannweite (44 mm) verwendet, während die volare Oberfläche der Phalanx als Auflagefläche für die schmale Spannweite (15 mm) verwendet wurde; Abb. 3a). Die Vierpunkt-Biegevorrichtung wurde an einer elektromechanischen Prüfmaschine (Instron 5866, Norwood, MA, USA) mit einer 10-kN-Lastzelle montiert. Die Proben wurden mit einer Druckgeschwindigkeit von 3 mm/min belastet, bis die Osteosynthese versagte oder es zu einem katastrophalen Knochenversagen in der Phalanx kam. Ein stereografisches Kamerasystem, das Aramis SRX (GOM GmbH, Braunschweig, Deutschland), wurde verwendet, um die Verschiebung der Vierpunkt-Biegevorrichtung durch die Rotationsachse der oberen Kontaktpunkte zu messen. Das Biegemoment wurde aus der aufgebrachten Kraft für die jeweils verwendete Vorrichtung berechnet und für jede Probe das maximale aufgebrachte Moment abgefragt. In den AdhFix-Proben wurde die Biegesteifigkeit als Steigung des linearen Bereichs der angewendeten Moment-Verschiebungs-Kurve zwischen 25 und 75 % des maximal angewendeten Moments in MATLAB 2020b (The MathWorks, Inc) berechnet. Bei den metallisierten Proben lag der lineare Bereich nicht im Bereich von 25–75 % der Maximallast und wurde daher manuell ausgewählt. Darüber hinaus war die Verformung bei den metallisierten Proben mit 3 mm Spalt (Gruppe 4) groß genug, dass die Innenfläche der PMMA-Blöcke bei höheren Belastungen auf die untere Vierpunkt-Biegevorrichtung aufprallte. Zu diesem Zeitpunkt wurde das angenommene Belastungsszenario verletzt. Dementsprechend wurde die Steifigkeit dieser Proben im Bereich der freien Bewegung bewertet, bevor ein Auftreffen der PMMA-Blöcke auf die untere Biegevorrichtung erfolgte, entsprechend den vom Kamerasystem gemessenen Markierungen auf den PMMA-Blöcken.

Mechanische Prüfaufbauten. (a) Vierpunkt-Biegetestaufbau. Die oberen Kontaktrollen hatten eine Spannweite von 44 mm, während die unteren Kontaktrollen eine Spannweite von 15 mm hatten. Die Vorrichtung wurde mit einer Geschwindigkeit von 3 mm/min axial belastet. (b) Torsionstestaufbau. Die untere Stütze wurde fixiert, während die obere Stütze mit einer Geschwindigkeit von 6°/Sek. gedreht wurde. Bei beiden Stützen handelte es sich um 10-mm-Sechskantschrauben, die durch einen Sechskanthohlraum in der PMMA-Einbettung an der Osteosynthese ausgerichtet waren.

Bei der Torsion wurde der Sechskanthohlraum im PMMA genutzt, um die Achse der Osteosynthese an einer elektromechanischen Prüfmaschine (Instron 5943) auszurichten und die Konstrukte zu laden (Abb. 3b). Die Konstrukte wurden mit einer Torsionsgeschwindigkeit von 6°/Sekunde belastet, bis das Konstrukt versagte oder eine Drehung von 30° erreicht war. Ähnlich wie beim Vierpunktbiegen wurde mit dem ARAMIS SRX-System die Drehung der beiden PMMA-Töpfe relativ zueinander anhand von Markierungen auf der PMMA-Oberfläche gemessen. Drehmoment und Winkelverschiebung wurden gemessen, das maximale Drehmoment wurde für jede Probe abgefragt und die Torsionssteifigkeit wurde als Steigung der Drehmoment-Verschiebungskurve von 25 bis 75 % des maximalen Drehmoments in MATLAB berechnet. Bei den Metallproben wurde die Steifigkeit als Steigung des anfänglichen linearen Teils der Kurve berechnet, bevor eine plastische Verformung auftrat.

Beschreibende Statistiken und einfaktorielle ANOVAs wurden in SPSS 27 (IBM Corp. Armonk, NY, USA) durchgeführt. Die statistische Signifikanz wurde auf einem Niveau von p < 0,05 ermittelt. Alle Gruppen waren gemäß einem Shapiro-Wilk-Test normalverteilt, mit Ausnahme einer (Biegesteifigkeit Gruppe 4; p = 0,045), die aufgrund der Robustheit der einfaktoriellen ANOVA-Tests gegenüber Abweichungen von der Normalität immer noch mit derselben Methode analysiert wurde19. Sofern nicht anders angegeben, werden die Ergebnisse als Mittelwerte und Standardabweichungen angegeben. Beim Testen von Gruppenunterschieden mit dem einfaktoriellen ANOVA-Test wurde die Homogenität der Varianz mithilfe des Levene-Tests für Varianzgleichheit bestimmt. Da die Homogenität der Varianz nicht in allen Proben erreicht wurde, wurde eine Welch-modifizierte ANOVA mit einem Games-Howell-Post-hoc-Test durchgeführt, um Gruppenunterschiede zu bestimmen.

Die höchste Biegesteifigkeit (13,70 ± 2,75 Nm/mm) wurde in der 0-mm-AdhFix-Gruppe (Gruppe 1) gefunden, die niedrigste (2,70 ± 0,72 Nm/mm) in der 3-mm-AdhFix-Gruppe (Gruppe 2). Die 0-mm-Metallplattengruppe (8,69 ± 1,16 Nm/mm; Gruppe 3) und die 3-mm-Metallplattengruppe (7,44 ± 0,1,75 Nm/mm; Gruppe 4) lagen dazwischen. Die modifizierten ANOVA-Tests zeigten, dass sich alle Gruppen signifikant voneinander unterschieden (p < 0,05, Abb. 4a, Tabelle 2), mit Ausnahme der Metallosteosynthese-Gruppen (Gruppen 3 und 4) (p = 0,450).

Boxplots und Streudiagramme der Ergebnisse der Vierpunktbiegung. Die Signifikanz wird als p < 0,05 = *, p < 0,01 = ** und p < 0,001 = *** bezeichnet. (a) Ergebnisse der Biegesteifigkeit. (b) Maximale Biegemomentergebnisse.

In der Biegemomentanalyse wurde das höchste maximale Biegemoment in der 3-mm-Metallplattengruppe beobachtet (22,72 ± 2,72 Nm; Gruppe 4), gefolgt von der 0-mm-Metallplattengruppe (19,51 ± 2,24 Nm; Gruppe 3). Die 0 mm AdhFix-Gruppe (5,38 ± 0,73 Nm; Gruppe 1) und die 3 mm AdhFix-Gruppe (1,22 ± 0,30 Nm; Gruppe 2) waren niedriger. Die modifizierten ANOVA-Tests zeigten, dass sich alle Gruppen signifikant voneinander unterschieden (p < 0,05, Abb. 4b, Tabelle 2), mit Ausnahme der Metallosteosynthese-Gruppen (Gruppen 3 und 4) (p = 0,135). Die vollständigen Ergebnisse der Vierpunktbiegung sind in Abb. 4 und Tabelle 2 zu sehen.

Die höchste Torsionssteifigkeit (114,08 ± 20,98 Nmm/°) wurde in der breiten AdhFix-Gruppe (Gruppe 6) gefunden, die niedrigste in der Metallosteosynthese-Gruppe (33,88 ± 3,10 Nmm/°; Gruppe 7). Die schmale AdhFix-Gruppe (64,64 ± 9,27 Nmm/°; Gruppe 5) lag dazwischen. Alle Gruppen unterschieden sich signifikant voneinander (p < 0,05, Abb. 5a, Tabelle 3).

Boxplots und Streudiagramme der Torsionsergebnisse. Die Signifikanz wird als p < 0,05 = *, p < 0,01 = ** und p < 0,001 = *** bezeichnet. (a) Ergebnisse der Torsionssteifigkeit. (b) Maximale Drehmomentergebnisse.

Ebenso wurde das höchste maximale Drehmoment (614,10 ± 118,44 Nmm) in der breiten AdhFix-Gruppe (Gruppe 6) gefunden. Das nächsthöhere Drehmoment (534,28 ± 25,74 Nmm) wurde jedoch in der Metallosteosynthese-Gruppe (Gruppe 7) gefunden, das niedrigste (414,82 ± 70,98 Nmm) in der schmalen AdhFix-Gruppe (Gruppe 5). Die modifizierten ANOVA-Tests zeigten signifikante Unterschiede zwischen den Gruppen. Gruppe 5 unterschied sich signifikant von den beiden anderen Gruppen (p < 0,05, Abb. 5b, Tabelle 3), während sich die Gruppen 6 und 7 nicht signifikant voneinander unterschieden (p = 0,304).

Die Patchdicke der vier AdhFix-Gruppen (Gruppen 1, 2, 5 und 6) betrug 2,36 ± 0,32, 2,31 ± 0,30, 2,14 ± 0,26 bzw. 2,13 ± 0,16 mm. Alle Gruppen erfüllten die Annahme der Homogenität und die mittlere Patchdicke unterschied sich zwischen den Gruppen nicht signifikant (p = 0,273). (Tabelle 4).

Diese Arbeit zeigte, dass die Leistung der neuartigen lichthärtbaren Polymerlösung in bestimmten Situationen biomechanisch mit der Leistung herkömmlicher Metallfixatoren vergleichbar ist. Unsere Messungen tragen dazu bei, das Potenzial dieses neuartigen Konstrukts besser zu verstehen. Erstens ermöglichte die Konstruktionssteifigkeit ein Verständnis der Mechanik innerhalb des Funktionsbereichs der Osteosynthese sowohl bei Biegung als auch bei Torsion, wo typische Belastungen auftreten würden. Zweitens lieferte das Versagenskriterium des maximalen Biegemoments und des maximalen Drehmoments eine Obergrenze als Designbeschränkung, innerhalb derer man bleiben musste. Im klinischen Umfeld würde ein Versagen oder eine bleibende Schädigung häufig eine erneute Operation oder einen erheblichen Eingriff zur Korrektur des Versagens erfordern. Schließlich lieferte die Patchdicke ein Maß für die Gleichmäßigkeit dieses anpassbaren Konstrukts. Durch die Kombination dieser drei Messungen mit der Untersuchung von Steifigkeit und Versagen in zwei primären Belastungsmodi wurde ein umfassenderes Verständnis des Potenzials von AdhFix als Osteosynthesematerial gewonnen.

Die funktionelle Leistung von AdhFix wurde durch die Steifigkeitsmessungen nachgewiesen. Diese Messungen sind repräsentativ für die Leistung der Konstrukte in klinischen Einsatzszenarien und führen nicht zu Ausfällen oder dauerhaften Schäden. Die AdhFix-Gruppe mit 0 mm Spalt (Gruppe 1) zeigte statistisch bessere Biegesteifigkeiten als die anderen Gruppen, einschließlich der metallbeschichteten Gruppen (Gruppen 3 und 4). In einer klinischen Situation würde dies ein steiferes Konstrukt bedeuten, das für eine perfekt reponierte Fraktur erforderlich ist, die für eine optimale Heilung absolute Stabilität benötigt20. Die Osteotomie mit 3 mm Spalt, die eine Trümmerfraktur darstellt und mit AdhFix fixiert wurde (Gruppe 2), wies jedoch ein weniger steifes Konstrukt auf als ihr Gegenstück aus Metall (Gruppe 4). Da das Konstrukt Kontakt mit dem Knochen hatte, wurde die effektive Arbeitslänge auf die Spaltbreite und nicht auf den Abstand zwischen den Schrauben reduziert, was zu noch höheren Belastungen im AdhFix-Patch führte21.

Im Gegensatz zur Biegesteifigkeit wiesen die Metallkonstrukte sowohl in der 0- als auch in der 3-mm-Spalt-Osteotomiegruppe durchweg ein höheres maximales Biegemoment auf als die AdhFix-Pflaster. Die Fehlermodi waren jedoch nicht gleichwertig. Die AdhFix-Konstrukte versagten bei der Osteotomie an der Frakturstelle und die Metallkonstruktionen versagten durch ein katastrophales Versagen des Knochens an den Schraubeninsertionsstellen, was physiologisch nicht relevant ist (Abb. 6). Dieses Verhalten lässt sich auf zwei Faktoren zurückführen. Erstens führte die sprödere Beschaffenheit von AdhFix im Vergleich zu Edelstahl zu Brüchen im Überbrückungskonstrukt in den AdhFix-Gruppen, im Gegensatz zu Brüchen im Bereich der Schrauben in den Metallgruppen, d. h. das Metallplatten- und Verriegelungsschraubenkonstrukt ist stärker als der Knochen selbst . Dieses spröde Verhalten zeigt sich auch im früheren Versagen der AdhFix-Proben mit einem Spalt im Vergleich zu ihren Gegenstücken aus Metall. Dies unterstreicht die Bedeutung einer angemessenen Reposition und Unterstützung des Frakturspalts bei der Verwendung von AdhFix. Zweitens ist das Versagensverhalten der Metallkonstruktionen ein Extremfall, der die erwarteten biomechanischen Grenzen und Anforderungen des Knochens bei normalen Rehabilitationsübungen weit übersteigt. In der aktuellen Literatur wird von externen Belastungen von bis zu 48 N berichtet, die bei typischen täglichen Aktivitäten auf die Hand ausgeübt werden22,23. Darüber hinaus entspricht das durchschnittliche maximale Biegemoment in Gruppe 2 (AdhFix: 3 mm Biegespalt), der AdhFix-Gruppe mit der niedrigsten Leistung, 168,5 N auf die Vierpunkt-Biegevorrichtung oder 84,2 N auf jeder Stütze. Obwohl diese Kräfte aufgrund der Unterschiede in der Belastungsmodalität nicht direkt vergleichbar sind, liefern diese Werte eine Schätzung des Ausmaßes der physiologischen Belastungen, die auf eine menschliche Phalanx ausgeübt werden. Daher deuten die Ergebnisse der in dieser Studie hergestellten AdhFix-Pflaster darauf hin, dass sie in der Lage wären, ausreichenden Belastungen für Reha-Übungen und sogar den täglichen biologischen Gebrauch standzuhalten, selbst wenn sie den Metallkonstrukten hinsichtlich des maximalen Biegemoments statistisch unterlegen sind. Studien, die die biomechanische Belastung bestimmen, die bei normalen Rehabilitationsübungen auf einen bestimmten Knochen ausgeübt wird, sind gerechtfertigt.

Fotos repräsentativer Fehlerarten. (a) Versagen des AdhFix-Pflasters über dem Frakturspalt. (b) Versagen des Metallkonstrukts durch katastrophales Versagen der Phalanx.

Bei der Torsion ist die Torsionssteifigkeit das äquivalente funktionale Leistungsmaß der Konstrukte. Diese Messung zeigte, dass sowohl die schmalen als auch die breiten AdhFix-Gruppen (Gruppen 5 und 6) statistisch gesehen steifer waren als die Metallkonstrukte (Gruppe 7; p < 0,05), wenn sie in Torsion mit einer 3-mm-Spaltosteotomie getestet wurden. Darüber hinaus unterschieden sich die enge (Gruppe 5) und die breite (Gruppe 6) Gruppe aus anwendungstechnischer Sicht deutlich voneinander, was zeigt, dass die Konstrukte auf die spezifischen mechanischen Anforderungen eines Frakturszenarios abgestimmt werden können. Dieses Ergebnis ist im klinischen Umfeld sehr wichtig, da die Rotation des Konstrukts mehr Scherspannungen induziert, die nachweislich das Knochenwachstum hemmen24. In einer klinischen Situation mit komplexer Frakturmorphologie kann die Schraubenplatzierung eingeschränkt sein. Bei gleicher Schraubenplatzierung kann dieses vor Ort anpassbare Pflaster verbreitert werden, um die Frakturstabilität bei gleicher Schraubenplatzierung zu erhöhen. Darüber hinaus ist die Aufrechterhaltung der Rotationsausrichtung bei Phalanxfrakturen eine wichtige chirurgische Anforderung, um die Funktionalität sicherzustellen und Funktionsbeeinträchtigungen vorzubeugen9,25.

Die abschließende biomechanische Messung des maximalen Drehmoments zeigte, dass das schmale Pflaster (Gruppe 5) statistisch gesehen niedriger war als das Metallkonstrukt (Gruppe 7; p < 0,05), das breite AdhFix-Pflaster (Gruppe 6) und die Metallplatte jedoch keinen signifikanten Unterschied aufwiesen ( p = 0,304). Dies zeigt, dass AdhFix bei Torsion so konstruiert werden kann, dass es bei maximalem Drehmoment Metallteilen entspricht.

Die Messungen der Patchdicke zeigten, dass die Konstrukte sehr konsistent waren und keinen signifikanten Unterschied zwischen den Gruppen aufwiesen. Obwohl dies kein Hinweis auf ähnliche mechanische Eigenschaften ist, ist es für den Anwendungsprozess wichtig. In dieser Studie wurde der Chirurg sowohl beim Bohren der Schraubenlöcher als auch beim Schneiden der Osteotomie von einer probenspezifischen Anleitung unterstützt. Diese Hilfe reduzierte zusätzliche Abweichungen vom Experiment, um sich auf die Biomechanik des AdhFix-Pflasters zu konzentrieren. Weitere Studien zur chirurgischen Anwendung sind erforderlich, um Erkenntnisse über die Reproduzierbarkeit der anpassbaren Lösung zu gewinnen.

Diese Studie war nicht ohne Einschränkungen. Die Haupteinschränkung in dieser Studie ist das unbekannte Belastungsszenario der menschlichen Phalanx, sowohl bei Rehabilitationsübungen als auch bei normaler biologischer Nutzung. Im Idealfall wäre es am besten, diese Belastungsbedingungen nachzuahmen. Die Analyse der Konstrukte sowohl bei Vierpunktbiegung als auch bei Torsion erfasst jedoch einen Großteil der Belastung, die in vivo in der Phalanx vorhanden ist. Darüber hinaus waren die in dieser Studie durchgeführten Tests bis zum Versagen monoton, wohingegen zyklische Tests für den klinischen Einsatz relevanter sein könnten. Zukünftige Studien zur besseren Quantifizierung der biologischen Belastung und zur zyklischen Bewertung dieser Belastungen würden das Verständnis der AdhFix-Plattform verbessern und die Relevanz dieser Arbeit erhöhen. Darüber hinaus zeigt diese Studie intraoperative Konsistenzen durch einen einzelnen Chirurgen, wobei eine interoperative Analyse der AdhFix-Plattform in zukünftigen Studien gerechtfertigt ist.

Zusammenfassend lässt sich sagen, dass AdhFix eine vielversprechende neuartige Technologie ist, die eine leicht anpassbare Lösung für die Frakturfixierung bietet und das Potenzial hat, Komplikationen durch Weichteiladhäsionen zu reduzieren. In dieser Studie wurde ein Schaf-Phalanx-Modell verwendet, um die biomechanische Leistung der neuen Technik der Frakturosteosynthese im Vergleich zum aktuellen klinischen Goldstandard der Metallplattierung zu bewerten. Die in dieser Studie vorgestellten Ergebnisse verdeutlichen, dass die AdhFix-Plattform das Potenzial hat, eine praktikable, anpassbare Alternative zu Metallimplantaten zur Frakturfixierung zu sein, was weitere Untersuchungen an Phalangen und ähnlichen Knochen rechtfertigt.

Die rohen mechanischen Testdaten, aus denen die Ergebnisse berechnet werden, sind im folgenden öffentlichen Repository verfügbar: https://doi.org/10.5281/zenodo.7985000.

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Dieses Projekt wurde vom Forschungs- und Innovationsprogramm Horizon 2020 der Europäischen Union im Rahmen der Finanzhilfevereinbarung Nr. 952150 (BoneFix) gefördert. Das lichthärtende Komposit (BonevolentTM AdhFix) wurde von Biomedical Bonding AB (Stockholm, Schweden) bereitgestellt.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: Peter Schwarzenberg, Thomas Colding-Rasmussen, Christian Wong, Peter Varga.

AO Forschungsinstitut Davos, Davos, Schweiz

Peter Schwarzenberg, Dominic Mischler, Tatjana Pastor & Peter Varga

Abteilung für orthopädische Chirurgie, Universitätsklinikum Hvidovre, Kopenhagen, Dänemark

Thomas Colding-Rasmussen & Christian Wong

Abteilung für Faser- und Polymertechnologie, KTH Royal Institute of Technology, Stockholm, Schweden

Daniel J. Hutchinson & Michael Malkoch

Abteilung für orthopädische Chirurgie, Herlev und Gentofte Krankenhaus, Hellerup, Dänemark

Peter Horstmann

Abteilung für orthopädische Chirurgie, Rigshospitalet, Universitätsklinikum Kopenhagen, Kopenhagen, Dänemark

Michael Mørk Petersen

Abteilung für klinische Medizin, Fakultät für Gesundheits- und Medizinwissenschaften, Universität Kopenhagen, Kopenhagen, Dänemark

Michael Mørk Petersen & Christian Wong

Abteilung für klinische Veterinärwissenschaften, Universität Kopenhagen, Kopenhagen, Dänemark

Stine Jacobsen

Abteilung für Plastische und Handchirurgie, Inselspital Universitätsspital Bern, Universität Bern, Bern, Schweiz

Tatjana Pastor

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PS: Experiment entworfen und durchgeführt, Daten analysiert und interpretiert und das Manuskript verfasst. TCR: Experiment entworfen und durchgeführt und das Manuskript verfasst. DH: Experiment entworfen, erforderliche Materialien bereitgestellt und Support für die AdhFix-Plattform geleistet. DM: Erstellung eines Skriptprozesses für probenspezifische 3D-Anleitungen und Unterstützung bei der stereografischen Kameradatenerfassung. PH: Entworfenes Experiment. MMP: Entworfenes Experiment. SJ: Entworfenes Experiment. TP: Experiment durchgeführt. MM: Bereitstellung der erforderlichen Materialien und Unterstützung für die AdhFix-Plattform. CW: Experiment entworfen und Manuskript verfasst. PV: Designexperiment, Datenanalyse und -interpretation sowie Entwurf des Manuskripts.

Korrespondenz mit Peter Schwarzenberg.

MM ist an einem neuen KMU namens Biomedical Bonding AB beteiligt, das sich zum Ziel gesetzt hat, Patienten mit Klebefixatoren als Alternative zu derzeit kommerziellen Metallimplantaten zu helfen. Alle anderen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Schwarzenberg, P., Colding-Rasmussen, T., Hutchinson, DJ et al. Biomechanische Leistung einer neuartigen lichthärtbaren Knochenfixierungstechnik. Sci Rep 13, 9339 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-35706-3

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Eingegangen: 18. Juli 2022

Angenommen: 22. Mai 2023

Veröffentlicht: 08. Juni 2023

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

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Biomechanische Leistung eines neuartigen Lichts