Usure du titane des tiges de croissance contrôlées magnétiquement (MCGR) pour le traitement des déformations de la colonne vertébrale chez les enfants

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 10811 (2022) Citer cet article

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Les tiges de croissance magnétiquement contrôlées (MCGR) sont une méthode de traitement efficace pour la scoliose précoce (EOS). Ces dernières années, une usure croissante du titane a été observée dans les tissus adjacents aux implants et dans les échantillons de sang de ces patients. Cette étude vise à étudier la corrélation potentielle entre la quantité de perte de métal et les niveaux de titane dans le sang pendant le traitement MCGR ainsi que les facteurs influençant l'usure du métal. Au total, 44 MCGR (n = 23 patients) ont été récupérés après une moyenne de 2,6 ans d'implantation et analysés à l'aide d'un instrument de mesure tactile et du calcul ultérieur de la perte de métal. Les taux plasmatiques de titane (n = 23) ont été obtenus par spectrométrie de masse à plasma à couplage inductif (ICP-MS). La corrélation des deux paramètres ainsi que les facteurs d'influence ont été analysés. L'abrasion du titane sur les MCGR a été observée dans la majorité des implants. Il n'y avait aucune corrélation entre l'usure des implants métalliques ou les valeurs plasmatiques en titane et la durée d'implantation du MCGR, le nombre de procédures d'allongement externe, le statut ambulatoire du patient, son sexe, son poids ou sa taille. La perte de matière sur les MCGR a montré une corrélation positive avec les valeurs du plasma sanguin en titane. La présente étude est l'une des premières études à analyser les MCGR récupérés à l'aide de techniques métrologiques de haute précision et à comparer ces résultats avec les analyses ICP-MS déterminant les valeurs de titane dans le sang.

Les enfants atteints de scoliose précoce progressive (EOS) nécessitent souvent un traitement chirurgical pour contrôler la déformation, préserver le potentiel de croissance de la colonne vertébrale et prévenir le syndrome d'insuffisance thoracique1. Au cours des dernières décennies, plusieurs implants rachidiens favorables à la croissance ont été introduits, la plupart d'entre eux nécessitant des interventions chirurgicales répétitives pour l'allongement de l'implant afin de préserver la croissance vertébrale. Récemment, les tiges de croissance contrôlées magnétiquement (MCGR) ont rendu obsolètes plusieurs procédures chirurgicales d'allongement dans un sous-groupe de patients EOS2. Un certain nombre d'études ont rapporté les résultats sur les résultats à court et à long terme des MCGR dans la prise en charge des déformations précoces de la colonne vertébrale3,4,5,6. Bien que la capacité à contrôler la progression de la déformation et le bénéfice des distractions ambulatoires des MCGR soient évidents, des inquiétudes subsistent quant au risque de complications, notamment la génération de débris métalliques excessifs.

Les MCGR sont constitués d'un alliage de titane biomédical (Ti-6Al-4V)7. Malgré la compatibilité biologique et mécanique du titane, des particules métalliques microscopiques ont été largement observées dans les tiges8 et dans les tissus environnants des tiges7,9,10,11. Il a été suggéré que les débris d'usure en titane peuvent entraîner localement des réactions inflammatoires, une ostéolyse ou un descellement de l'implant11,12,13. De plus, on pense que les particules de titane pénètrent dans la circulation sanguine et s'accumulent dans d'autres tissus et organes distants14. Avec la capacité de générer des espèces réactives de l'oxygène, le titane peut induire un stress oxydatif et peut augmenter le risque de cancer15. Ces conséquences possibles à long terme des particules de titane causées par les implants ont attiré l'attention et suscité des inquiétudes. Plusieurs études ont montré une augmentation des concentrations de titane dans le sang total, le sérum ou l'urine du patient après l'implantation de dispositifs vertébraux en titane chez les enfants9,10.

Des marques d'usure comme signe d'abrasion du métal par les MCGR ont également été observées8,16,17, mais seules quelques études ont utilisé des techniques métrologiques pour caractériser l'étendue de l'abrasion du métal16. La mesure de l'abrasion des implants est difficile, en particulier en raison de la petite échelle des changements sur le matériau et des formes individuelles dans lesquelles l'abrasion peut apparaître. Ainsi, une instrumentation très précise capable de détecter l'abrasion dans les formes survenantes est nécessaire.

Le but de cette étude était d'étudier l'étendue de l'usure du titane (c'est-à-dire le volume de matériau abrasé) chez les enfants pendant le traitement MCGR et la corrélation potentielle entre la perte de matériau sur les MCGR et les valeurs de titane mesurées dans le plasma sanguin. En outre, les facteurs liés au patient (poids, taille, sexe, capacité ambulatoire) et les facteurs liés à l'implant (durée du traitement, nombre de procédures de distraction) susceptibles d'affecter la perte de matière sur les tiges ont été évalués.

Après l'approbation du comité d'examen éthique institutionnel, nous avons effectué une étude prospective sur 23 enfants (âge moyen de 10,7 ans, extrêmes 7,4 à 14,9) diagnostiqués avec une scoliose (neuromusculaire n = 19, congénital n = 2, idiopathe n = 1, syndromique n = 1), qui ont été traités avec un mcGR paraspinal avec un comptant bio et un hameçon en pelvic. Tous les participants ont été informés du but de l'étude et un consentement éclairé oral et écrit a été obtenu de tous les sujets et de leurs tuteurs légaux. Après l'implantation des MCGR, des procédures répétitives standardisées de distraction ambulatoire de 5 mm par tige ont été réalisées tous les 3 mois. Après extension maximale et/ou complications nécessitant une intervention chirurgicale, l'échange chirurgical de MCGR a été réalisé après un délai moyen de 2,6 ans. Pendant la chirurgie, des échantillons de sang de patients ont été acquis et les MCGR explantés ont été récoltés. Nous n'avons pas observé de difficulté technique aux reprises pour cause de métallose. Les données démographiques et cliniques des patients ont été échantillonnées pour établir une corrélation avec l'abrasion au titane et les taux sanguins.

Système MCGR bilatéral pour la correction des déformations de la colonne vertébrale chez les enfants. Radiographies antéropostérieures (a,c) et de profil (b,d) d'un garçon de 6 ans atteint de scoliose neuromusculaire. La courbure scoliotique principale a été corrigée de 71° (a) à 32° (c) avec une amélioration supplémentaire du profil sagittal (b,d). En peropératoire, une décoloration des tissus mous adjacents a été retrouvée (e).

Après l'induction de l'anesthésie et avant de commencer l'échange ou la chirurgie de révision, 2 à 5 ml de sang total de chaque patient (n = 23) ont été prélevés dans des monovettes EDTA (Sarstedt AG & Co. KG, Allemagne). Des échantillons de sang total de patients du groupe témoin (n = 9) ont été prélevés après l'anesthésie en conséquence. Une centrifugation pendant 10 min à 2000 xg à température ambiante a séparé les cellules du plasma. Le surnageant appelé plasma a été transféré et aliquoté dans des tubes propres et immédiatement conservé à - 20 °C.

Un spectromètre de masse à plasma à couplage inductif (ICP-MS) modèle 2030 (Shimadzu, Japon) a été utilisé pour doser le titane dans le plasma sanguin (tableau 1).

Des dilutions en série de solutions étalons de titane simples ICP-MS ont été utilisées pour l'étalonnage (groupe Sigma Aldrich Merck, Pologne). De plus, pour ICP-MS Sc dans 1% HNO3 ≥ 99,999% de métaux traces (groupe Sigma Aldrich Merck, Pologne) a été utilisé comme étalon interne (ajouté automatiquement lors de l'analyse via la pièce en T). De l'eau déionisée a été obtenue à partir du système de purification d'eau Milli-Q Direct 8 (Merck Millipore) et appliquée pour le (pré)traitement et les dilutions des échantillons. Une série d'échantillons de pointes (sérum humain S1, normal, BCR637 et S7023 en tant qu'échantillons de simulation de matrice) ont été préparés et analysés pour valider la méthode de préparation des échantillons (aucun CRM et SRM ne sont disponibles pour l'analyse Ti). L'analyse se situait dans la plage de récupération de 86 à 110 %. Les échantillons de plasma ont été préparés en utilisant la méthode des additions 100 µl d'échantillon + 300 µl de HNO3 (70 %, purifié par redistillation, Sigma Aldrich, Pologne) et prétraitement dans un bain-marie à 60 °C pendant 2 h. La limite de détection pour le titane était de 0,2 ng/mL. Toutes les concentrations inférieures à cette limite de détection ont été attribuées à zéro.

Au total, 44 implants (NuVasive, États-Unis) ont été récupérés chez 23 patients (21 patients avec des systèmes implantaires bilatéraux et deux patients avec des systèmes implantaires unilatéraux). Après explantation, les MCGR ont été nettoyés avec H2O2. S'ils n'étaient pas encore complètement dilatés, les MCGR étaient dilatés magnétiquement jusqu'à leur longueur maximale, de sorte que la partie interne de la tige, qui se trouve dans un cylindre à l'état rétracté, devenait accessible. Sur cette partie interne, constituée de quatre segments (Fig. 3a), des traces évidentes d'usure du métal étaient visibles (Fig. 2a). Pour déterminer le volume de perte de métal, tous les segments angulaires présentant une usure visible du métal ont été mesurés à l'aide d'un instrument de mesure tactile, le MarSurf LD260 (Mahr GmbH, Allemagne) (Fig. 2b, c). Un bras de sonde avec une pointe en diamant mesurait des traces tactiles longitudinalement le long des segments. La vitesse était fixée à 0,5 mm/s, la résolution en z était de 0,8 nm et la force tactile était de 0,75 mN (force tactile recommandée pour les mesures de rugosité selon ISO 3274). La densité de points de mesure a été fixée à 4 000 points de mesure par mm (un point de mesure tous les 0,25 µm). Les traces ont été analysées à l'aide du logiciel MarWin v.11.00-19 (Mahr GmbH, Allemagne) (Fig. 2d) et le volume de matériau abrasé a été calculé (Fig. 3).

Mesure tactile des MCGR. Sélection de MCGR avec des segments internes complètement élargis, affichant une tige sans abrasion détectable (tige de gauche) et cinq tiges avec abrasion métallique (a). Affichage d'un MCGR individuel fixé dans la machine MarSurf LD260 (Mahr GmbH, Allemagne) avec un segment orienté vers le haut à la fois (b). La pointe en diamant du bras de la sonde a été réglée pour enregistrer des traces tactiles longitudinales le long de ce segment du MCGR (c). Capture d'écran du logiciel MarWin (Mahr GmbH, Allemagne), qui a été utilisé pour mesurer la profondeur, la largeur et la surface des encoches individuelles, représentant l'abrasion du métal le long des traces tactiles (d).

Volume de matière abrasée calculé à partir de traces tactiles. Représentation schématique du segment interne d'un MCGR avec cinq encoches représentatives sur un segment angulaire ; avec b étant la largeur du segment (a). Neuf traces longitudinales (A–I) distantes de 0,5 mm les unes des autres ont été enregistrées longitudinalement le long du segment, de sorte que toute la largeur b (environ 5 mm) du segment était couverte de traces régulières. En (b), deux encoches représentatives (1) et (2) sont représentées. Représentation schématique d'une encoche telle qu'affichée dans le logiciel MarWin. À l'aide du logiciel, la zone 2D de chaque encoche individuelle (ici FC2) sur chaque trace individuelle a été déterminée (c). Le volume a été calculé à partir des surfaces par intégration numérique. Par conséquent, la surface de chaque encoche sur une trace (par exemple FA1, FB1 etc.) a été multipliée par 0,5 mm, qui est la distance entre les traces (d).

Afin de calculer le volume de matériau abrasé, neuf traces tactiles parallèles à une distance de 0,5 mm les unes des autres ont été enregistrées longitudinalement le long d'un segment, de sorte que toute la largeur du segment d'environ 5 mm était recouverte de traces tactiles régulières. En effectuant des pré-tests, nous avons déterminé que neuf traces distantes de 0, 5 mm les unes des autres étaient appropriées pour représenter la surface avec une bonne zone de couverture de la tige, tout en gardant un temps de mesure raisonnable (environ 15 min par segment). Le logiciel MarWin a été utilisé pour calculer la surface 2D de chaque encoche sur une trace, les encoches représentant le matériau abrasé. Le volume 3D du matériau abrasé a été calculé par intégration numérique (c'est-à-dire en multipliant les zones 2D par 0,5 mm) (Fig. 3). La précision de la mesure a été estimée à l'aide de la propagation des erreurs sur la base des données techniques de l'appareil de mesure et de la procédure d'évaluation décrite. L'incertitude calculée est d'environ 15 % des valeurs estimées.

Les données obtenues ont été examinées statistiquement à l'aide de GraphPad Prism (Microsoft Corporations, USA). Toutes les données sont présentées sous forme de moyenne ± écart type. La signification statistique a été déterminée avec p < 0,05 (*).

Toutes les procédures effectuées dans les études impliquant des participants humains étaient conformes aux normes éthiques du comité de recherche institutionnel et/ou national et à la déclaration d'Helsinki de 1964 et à ses amendements ultérieurs ou à des normes éthiques comparables. Tous les participants ont été informés du but de l'étude et un consentement éclairé oral et écrit a été obtenu. Le comité d'éthique institutionnel du centre médical universitaire de Göttingen a approuvé l'étude (numéro de référence 33/8/17).

Les données de 23 enfants scoliotiques (14 femmes, 9 hommes) avec une scoliose progressive et des MCGR implantés ont été analysées (tableau 2). L'implantation chirurgicale des tiges initiales a été réalisée à un âge moyen de 6,4 ans (extrêmes 1,8–10,9). L'analyse de la tige a été réalisée à l'aide des MCGR initiaux dans douze cas, tandis que onze patients ont eu un échange d'implant avant que l'analyse du dispositif MCGR ne soit effectuée. Toutes les tiges analysées ont été implantées entre 2015 et 2019. Par conséquent, la génération d'implants la plus récente possible a été utilisée. La révision de l'implant et l'analyse ultérieure du dispositif MCGR ont été effectuées après 2,6 ans (intervalle de 0,8 à 3,4) en raison de l'extension maximale des MCGR (n = 20) ou d'une chirurgie de révision liée à une complication (n = 3). Des complications nécessitant des reprises sont survenues chez trois patients et étaient des échecs implantaires (rupture du crochet pelvien n = 1, luxation de la tige n = 1) ou des infections implantaires (n = 1). Tous, sauf un, fonctionnaient au moment du retrait. La fin de la croissance squelettique a été atteinte dans quatre cas et ainsi, la fusion vertébrale a été réalisée quelques semaines après le retrait du MCGR, alors que 16 patients ont reçu un nouveau MCGR lors de la chirurgie de retrait de la tige au maximum déployée. La révision du MCGR et le prélèvement sanguin de tous les patients participants (n = 23) ont été effectués à un âge moyen de 10,7 ans (intervalle de 7,4 à 14,9). À ce moment-là, les patients avaient été traités avec des MCGR pendant 4,2 ans (intervalle de 0,9 à 10,7) en moyenne. Aucun symptôme clinique apparent ou plainte liée à la métallose n'a été observé. Des échantillons de plasma de neuf enfants témoins scoliotiques sans implants jusqu'à présent à l'âge moyen de 7,7 ans (fourchette de 4,8 à 13,8) ont été analysés conformément aux échantillons des patients.

La mesure de l'abrasion sur les 44 MCGR explantés des 23 patients a montré une perte de métal sur tous sauf un MCGR (97,7 %). La perte de métal était mesurable sur un des quatre segments en 30 cannes (68,2 %), deux segments en 10 cannes (22,7 %) et trois segments en 4 cannes (9,1 %). Le volume de matériau abrasé par tige était > 0,001 mm3 dans 37 cas sur 44 (84 %), > 0,002 mm3 dans 31 cas sur 44 (70,5 %), > 0,01 mm3 dans 17 cas (38,6 %), > 0,05 mm3 dans 10 cas (22,7 %) et > 0,1 mm3 (0,15 mm3) dans un cas (2,3 %). Aucune différence entre les MCGR du côté concave et convexe de la courbe scoliotique n'a pu être observée (Fig. 4). L'étendue de l'abrasion de l'implant n'était pas corrélée avec le moment de l'implantation du MCGR, le nombre de procédures d'allongement, le statut ambulatoire du patient, son sexe, son poids ou sa taille (données non présentées).

Abrasion au titane en mm3 pour toutes les tiges mesurées des 23 patients. 21 patients avaient deux tiges implantées (concave, convexe), alors que deux patients (patients n°13 et 18) n'avaient qu'un seul implant du côté concave. Les bâtonnets convexes des patients 6 et 12 ne présentaient aucune et très peu d'abrasion (0,00016 mm3) respectivement, tandis que le patient 10 présentait des valeurs maximales (a). Aucune différence significative n'a été détectée entre l'abrasion des MCGR implantés sur le côté concave ou convexe de la colonne vertébrale scoliotique (test t apparié ; p = 0,9913) (b).

Pour évaluer une corrélation potentielle entre la perte de métal mesurée sur les implants MCGR et les valeurs plasmatiques en titane, des échantillons de sang ont été prélevés lors de l'échange ou de l'explantation des MCGR et ceux-ci ont également été comparés à des témoins sains (n = 9). Les valeurs de titane étaient significativement différentes (p = 0,020) lors de la comparaison des patients (moyenne de 14,7 ± 11,4 ng/mL) à des individus en bonne santé appariés selon l'âge (7,4 ± 4,9 ng/mL) (Fig. 5).

Analyse du plasma de titane. Différence significative dans l'usure du titane chez les patients MCGR (n = 23) par rapport aux témoins appariés selon l'âge (n = 9 ; p = 0,020). Test t non apparié avec correction de Welch (différent SD supposé).

Les valeurs de titane plasmatique n'étaient pas corrélées avec le moment de l'implantation du MCGR (le temps d'implantation mesuré ainsi que le temps total), le nombre de procédures d'élongation, le statut ambulatoire du patient, son sexe, son poids ou sa taille (données non présentées).

Pour déterminer si la perte de métal sur les tiges est corrélée au titane sanguin, l'analyse n'a été effectuée que sur les patients dont les implants au moment du prélèvement sanguin étaient les premiers (n = 12). L'analyse de régression linéaire a montré une corrélation positive entre les deux mesures d'usure du titane (abrasion sur les implants et particules de titane dans les échantillons de sang) avec R2 = 0,3743 et une diffusion non négligeable (Fig. 6a). De plus, nous avons extrapolé la valeur du titane plasmatique de chaque patient au volume sanguin pour exclure les biais dus à la forte variance de l'âge, du poids et donc du volume sanguin des participants. Le volume sanguin a été estimé par 80 mL/kg de poids corporel et variait de 1,4 à 4,2 L. Nous avons supposé que le plasma représentait 55 % du sang total et avons exprimé la valeur en mg de titane dans le volume plasmatique total estimé pour chaque patient. Une relation positive entre la méthode d'abrasion et cette valeur de titane extrapolée dans le plasma est restée avec R2 = 0,2041 (Fig. 6b).

Corrélation de l'abrasion et de l'analyse du titane dans le plasma. Pour les patients, dont les implants au moment du prélèvement sanguin étaient les implants initiaux (n = 12), l'analyse de régression linéaire entre l'abrasion sur les implants en mm3 (axe des abscisses) et le titane dans les échantillons de plasma en ng/mL (axe des ordonnées) affiche une corrélation positive (R2 = 0,3743 ; écart de pente par rapport à zéro significatif p = 0,0345) (a). Lors de l'extrapolation des concentrations de titane mesurées au volume plasmatique total estimé de chaque patient, la relation positive est restée (R2 = 0,2041 ; écart de pente par rapport à zéro non significatif p = 0,1404) (b).

Les dispositifs MCGR sont devenus une option de traitement privilégiée pour les enfants atteints de déformation rachidienne progressive sévère2, évitant ainsi l'allongement répétitif des implants chirurgicaux. L'efficacité de ces implants a pu être prouvée dans plusieurs études3,4,5, cependant, des complications liées aux implants subsistent. Les MCGR sont généralement implantés pendant plusieurs années pendant la période critique de croissance pédiatrique, par conséquent, l'étendue de l'usure du métal et les dangers potentiels du titane dans l'organisme pédiatrique gagnent en importance pour l'évaluation du traitement standard actuel de l'EOS.

Le rapport de données présenté sur l'analyse de l'usure du titane de 23 patients pédiatriques atteints de scoliose à la fois dans des échantillons de sang et sur l'implant MCGR explanté lui-même. Trois observations principales ont pu être trouvées : Premièrement, une abrasion du titane a été observée dans la majorité des tiges analysées. Deuxièmement, la durée d'implantation du MCGR, le nombre de procédures d'allongement externe, le statut ambulatoire du patient, son sexe, son poids ou sa taille n'ont pas influencé l'usure du métal ou les valeurs du plasma de titane. Troisièmement, la perte de matière sur les MCGR a montré une corrélation positive avec les valeurs du plasma sanguin en titane.

D'autres études pourraient trouver des débris d'usure en titane à l'intérieur des tiges pour tous les cas observés8. Il est suggéré qu'une charge hors axe amène la barre d'extension de la tige à entrer en contact avec la surface interne du logement de la tige8. Une métallose évidente dans le tissu environnant des implants peut s'expliquer soit par des marques de croissance sur la barre d'extension de la tige en raison d'une forte contrainte des tiges pendant les procédures d'allongement18, soit par une fuite d'usure en titane de l'intérieur de la tige8. Nous avons pu trouver une certaine corrélation entre l'étendue de la perte de métal sur les tiges et les valeurs de titane mesurées dans le sang. Cependant, les valeurs de titane dans le plasma sanguin ne reflètent pas les débris de titane locaux dans les tissus environnants ou le titane qui peut avoir été déposé dans les organes ou excrété. Par conséquent, une corrélation directe avec la teneur globale en titane dans le corps pédiatrique ne peut pas être établie à partir des données présentées.

Dans la présente étude, les patients présentaient en moyenne des valeurs deux fois plus élevées de titane sanguin par rapport aux témoins sans dispositif implanté (avec une variance élevée entre les patients individuels). D'autres études pourraient également détecter une augmentation des valeurs de titane dans le sang après l'implantation d'implants rachidiens en titane. Li et al. ont déterminé des valeurs trois fois plus élevées pour les patients avec MCGR (4,5 ng/mL) que pour les témoins (1,5 ng/mL)19. Yilgor et al. ont trouvé des valeurs de titane quatre fois plus élevées chez les patients atteints de MCGR (10,2 ng/mL) que chez les témoins (2,8 ng/mL)7. Borde et al. ont trouvé des valeurs encore plus élevées (15,9 ng/mL) pour les patients atteints de MCGR20. Par conséquent, nos valeurs mesurées de 14,7 ng/mL se situent dans la plage des valeurs de la littérature.

Dans le groupe témoin, certaines valeurs plasmatiques de titane ont été détectées chez certains individus, probablement en raison d'une exposition à des produits de soins personnels et cosmétiques, tels que la crème solaire ou le dentifrice, ainsi qu'à des produits alimentaires (p. Quelques auteurs ont tenté de déterminer la fourchette des taux sanguins de titane « normaux » pour établir une valeur seuil pour l'échec de l'implant induit par le titane22. Cependant, les fourchettes individuelles sont larges et différentes approches méthodologiques pour mesurer les métaux dans le sang donnent rarement les mêmes valeurs pour le même échantillon.

Les méthodes fiables pour mesurer le titane dans les fluides biologiques sont rares. Les approches les plus couramment utilisées sont les techniques basées sur l'ICP-MS. Cependant, ces méthodes nécessitent des opérateurs bien formés et ont des coûts de fonctionnement élevés. De plus, les comparaisons entre les laboratoires sont difficiles, principalement en raison du manque de préparation d'échantillon standardisée, de type et de paramètres d'instrument et d'approche analytique23. Par conséquent, les valeurs sanguines absolues en titane doivent être interprétées avec prudence.

À notre connaissance, il s'agit de la première étude à déterminer le volume de matériau abrasé des MCGR. Les biais de notation visuelle ont été exclus et nous avons pu déterminer la largeur et la profondeur des encoches, et donc le volume de matériau abrasé, avec une grande précision (résolution en z 0,8 nm, la densité des points de mesure a été fixée à un point de mesure par 0,25 µm). La mesure des traces tactiles a en outre révélé une structure rotative à la surface du matériau qui est invisible à l'œil. Dans certaines zones, le matériau est apparu brillant, suggérant une abrasion sous la forme d'une entaille par impression visuelle, cependant la trace tactile n'a révélé aucune entaille, mais seulement une abrasion superficielle de la structure tournante.

Il n'a pas été possible d'enregistrer de petites marques d'abrasion directement sur les bords des segments individuels, qui se sont produites sur certaines tiges, par conséquent, l'abrasion totale des segments peut être légèrement supérieure à nos valeurs mesurées. Les motifs plutôt réguliers des encoches impliquent que le mouvement des cylindres intérieur et extérieur l'un contre l'autre provoque une abrasion pendant le temps d'usure dans une certaine position, qui change lors d'un allongement régulier, en plus de la contrainte pendant la procédure d'allongement18. L'observation que les encoches se produisent sur seulement un ou deux, parfois trois segments adjacents dans notre étude soutient l'hypothèse d'un chargement hors axe provoquant une abrasion unilatérale16. Cependant, d'autres investigations avec plus de paramètres tels que la rigidité de la courbe et l'équilibre coronal et sagittal sont nécessaires pour définir les raisons de l'abrasion.

Dans notre étude, la fuite de l'actionneur des MCGR n'a pas été prise en compte comme source de débris d'usure en titane. Cependant, cette fuite a été prouvée comme une source importante de métallose dans une étude précédente où les MCGR ont été coupés pour permettre aux composants internes d'être évalués pour l'usure du métal8.

Nous n'avons pu détecter aucune influence du temps d'implantation, du nombre d'allongements, ni du poids, de la taille, du sexe ou du statut ambulatoire du patient sur l'abrasion de l'implant métallique ou les valeurs du plasma de titane. Cependant, il ne peut être exclu que les influences des facteurs individuels aient été éclipsées par les interactions complexes de plusieurs facteurs pour cette cohorte d'étude, et que des facteurs influents puissent être trouvés avec une population plus grande et plus homogène.

Dans notre étude, l'analyse de régression linéaire de l'abrasion du métal et les valeurs de titane dans le plasma ont montré une corrélation positive. Des niveaux élevés de titane dans le sang ont également été observés chez des patients présentant une défaillance de l'implant24 ou un desserrement de l'implant25 et il a été proposé que les niveaux de titane dans le sang, le sérum ou le plasma puissent être utilisés comme biomarqueur pour la performance de l'implant orthopédique22,24,25,26. Les mesures du cobalt et du chrome sériques peuvent servir de biomarqueur pour l'usure des implants articulaires métalliques27,28 et des niveaux de référence sont disponibles pour les implants de hanche fonctionnant bien et mal29. Cependant, ni lignes directrices ni valeurs sanguines normales ou anormales n'ont été établies pour le titane, en partie en raison de défis techniques et du manque de comparabilité des résultats obtenus entre les laboratoires23. Récemment, un niveau de référence de laboratoire pour le titane sanguin et plasmatique chez les patients porteurs d'implants de hanche en titane fonctionnels a été proposé (2,2 et 2,56 µg/L pour le sang et le plasma respectivement)30. Les auteurs ont suggéré qu'il s'agissait d'un "point de départ pour d'autres études visant à explorer l'utilité clinique du titane sanguin en tant que biomarqueur de la performance des implants orthopédiques"30. Bien que des défis techniques existent et que des niveaux élevés de titane puissent ne pas être des indicateurs de la performance de l'implant pour tous les patients, il vaut la peine d'explorer plus avant la possibilité d'utiliser les niveaux de titane dans le plasma ou d'autres fluides corporels comme biomarqueurs potentiels pour la performance de l'implant.

Le fait que nous ayons établi un protocole pour mesurer l'abrasion à petite échelle raisonnablement rapidement et économiquement avec notre technique tactile appliquée, rend attrayant son utilisation dans de futures études à plus grande échelle, où des facteurs potentiellement influents pour l'abrasion peuvent être détectés. En outre, étant donné que les niveaux de toxicité du titane peuvent être mieux compris à l'avenir, l'application clinique potentielle de cette méthode peut être prise en compte, c'est-à-dire la mesure de l'abrasion d'un implant lors du retrait, soit au lieu de mesurer les niveaux de titane dans le sang, peut aider à évaluer la charge de titane chez un patient et à décider d'un traitement avec d'autres implants.

Les limites de cette étude sont la petite taille de l'échantillon et, plus important encore, le manque de données sur les valeurs de titane dans le sang avant l'implantation pour estimer l'augmentation individuelle des particules de titane dans le sang. D'autres études sur les voies de transport possibles des ions de titane, leur distribution dans les organes et les approches thérapeutiques contre la propagation du titane dans le corps des enfants permettraient de mieux comprendre l'étendue et les effets à long terme de l'usure du métal par les implants chez les enfants.

Cette étude a analysé l'abrasion du titane à partir de tiges de croissance contrôlées magnétiquement (MCGR), qui ont été implantées chez des enfants pour la correction de la déformation de la colonne vertébrale pendant une moyenne de 2,6 ans et a corrélé ces résultats aux valeurs plasmatiques du titane. En utilisant des techniques métrologiques, l'abrasion du titane des MCGR a pu être déterminée avec une grande précision et une analyse de régression linéaire des valeurs d'abrasion et les valeurs du plasma de titane déterminées par ICP-MS ont montré une corrélation positive. Les facteurs influençant l'abrasion tels que le moment de l'implantation, le nombre d'élongations ou l'état ambulatoire du patient n'ont pas pu être détectés. D'autres études sont nécessaires pour déterminer les effets et les dangers potentiels du titane dans le corps pédiatrique causés par les implants traitant la scoliose.

Toutes les données générées ou analysées au cours de cette étude sont incluses dans cet article publié.

Tige de croissance contrôlée magnétiquement

Scoliose précoce

Spectromètre de masse à plasma à couplage inductif haute résolution

MilliNewton

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Les auteurs (KAL, LB, KT, HML et AKH) sont membres du Réseau européen de référence pour les maladies neuromusculaires rares (ERN EURO-NMD).

Financement Open Access activé et organisé par Projekt DEAL. Une partie de l'étude a été financée par le BMBF (FKZ : 13GW0302B) et Uniwersytet im. Adama Mickiewicza w Poznaniu, Faculté de chimie.

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GH Dihazi & F. Streit

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S. Lüders & J. Schlie

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LB, GHD, FS, HML et AKH ont lancé l'idée et la conception de l'étude. KT, HML et AKH ont recruté des participants. KAL, AZF, AS, DJ, AW, SEG, TCT, SL, JS et MF ont acquis tous les échantillons et données. KAL, SL et JS ont été les principaux contributeurs à l'analyse des données et à l'analyse statistique. L'interprétation des données a été effectuée par KAL, LB, GHD, FS, MF et AKHKAL, LB et AKH ont rédigé le projet initial. Tous les auteurs ont donné leur approbation finale à la version soumise et ont accepté d'être responsables de tous les aspects du travail.

Correspondance avec AK Hell.

Tous les auteurs déclarent n'avoir aucun conflit d'intérêt. Une partie du temps de mesure chez Mahr GmbH a été financée par les fonds BMBF d'UMG.

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Réimpressions et autorisations

Lüders, KA, Braunschweig, L., Zioła-Frankowska, A. et al. Usure du titane des tiges de croissance contrôlées magnétiquement (MCGR) pour le traitement des déformations de la colonne vertébrale chez les enfants. Sci Rep 12, 10811 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-15057-1

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Reçu : 04 janvier 2022

Accepté : 17 juin 2022

Publié: 25 juin 2022

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-022-15057-1

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