Simulación de Fracturas Diafisarias de Húmero en Modelo Animal para Educación Quirúrgica

Resumen

Introducción

Las fracturas diafisarias de húmero son frecuentes, pero su enseñanza quirúrgica enfrenta limitaciones debido a la baja fidelidad de los modelos existentes. El uso de fracturas simuladas podría ofrecer una alternativa viable.

Objetivo

Evaluar la factibilidad y eficacia de un simulador diseñado ad hoc para generar fracturas diafisarias controladas en húmero de cordero, con fines educativos.

Métodos

Se utilizaron seis húmeros de cordero congelado, disecados y escaneados en 3D para diseñar probetas de fijación personalizadas. Se aplicaron dos mecanismos de impacto (carga axial y golpe directo) mediante un simulador de caída libre. Se analizaron los patrones de fractura obtenidos y clasificados según AO.

Resultados

Se logró una tasa de fractura del 100%, con predominio de fracturas multifragmentarias tipo C3 (83%). El número promedio de fragmentos fue 12,8 ± 8,2. No se observaron diferencias significativas entre mecanismos de impacto.

Conclusión

El simulador es factible, reproducible y capaz de generar fracturas clínicamente relevantes. Representa una herramienta de alto valor para la formación quirúrgica en traumatología, con potencial para extenderse a la validación de implantes y nuevas técnicas en un entorno controlado.

Nivel de Evidencia: Ciencias básicas

Palabras Clave

fractura de húmero - simulación quirúrgica - modelo animal - entrenamiento en traumatología - osteosíntesis

Introducción

La simulación quirúrgica se ha consolidado como una herramienta pedagógica fundamental en la formación de especialistas en ortopedia y traumatología, facilitando la adquisición de habilidades avanzadas y optimizando la toma de decisiones en escenarios de alta complejidad.[1] [2] Esta metodología no solo perfecciona destrezas manuales, sino que también refuerza la comprensión de los principios anatómicos y biomecánicos esenciales para una práctica quirúrgica segura y eficaz.[1] [2] [3]

Tradicionalmente, los modelos artificiales y especímenes cadavéricos han constituido los pilares en la enseñanza de técnicas quirúrgicas, siendo estos últimos el patrón de oro por su fidelidad anatómica y biomecánica.[1] [2] [3] Han permitido entrenar procedimientos artroscópicos y protésicos principalmente.[1] [2] Sin embargo, en cirugía traumatológica persisten limitaciones en la fidelidad de los sistemas de simulación, lo que dificulta la transferencia óptima de competencias y la preparación de los cirujanos para escenarios reales.[4] [5] [6]

La simulación de osteosíntesis de fracturas presenta desafíos particulares por la complejidad y baja fidelidad de los modelos actuales.[7] Las plataformas convencionales suelen fallar en replicar patrones complejos de fractura y la variabilidad clínica, reduciendo su valor educativo.[8] [9] En las fracturas diafisarias de húmero, uno de los mayores retos es reproducir de manera fidedigna las lesiones en material cadavérico, especialmente para técnicas avanzadas como la osteosíntesis percutánea con placas y clavos.[3] [4] [5] [10]

En este contexto, el presente estudio introduce un simulador de fracturas diafisarias de húmero diseñado ad hoc, basado en huesos de cordero y un sistema de impacto controlado que modula parámetros críticos como energía aplicada, dirección de fuerzas y geometría ósea. Esta herramienta permite recrear escenarios clínicos de alta fidelidad, ampliando la formación quirúrgica avanzada en un entorno repetible y controlado.

El objetivo principal de este estudio es evaluar la factibilidad y eficacia de un método estandarizado para la simulación de fracturas diafisarias de húmero, utilizando un simulador diseñado a medida. Esta investigación busca validar la capacidad del simulador para generar fracturas reproducibles y representativas de escenarios clínicos reales en cirugía traumatológica.

Métodos

Tipo de estudio

Se realizó un estudio experimental biomecánico con muestreo por conveniencia para evaluar la capacidad de un simulador de fracturas de generar de manera controlada y estandarizada fracturas diafisarias de húmero en modelos animales. La metodología se enfocó en la estandarización de las condiciones de impacto y en la obtención de fracturas reproducibles que simulen escenarios clínicos reales, modificando las variables ajustables del simulador.

Población de estudio

Se utilizaron seis húmeros de cordero fresco congelado (Ovis orientalis aries), correspondientes a cortes comerciales tipo “Paleta Oyster de Cordero”, seleccionados por su similitud anatómica con la extremidad superior humana ([Fig. 1]). No obstante, no existe validación específica que equipararé la diáfisis del húmero ovino con la humana para simulación de fracturas. Se utilizaron muestras de animales con edad estimada entre 4 y 6 meses, con un peso promedio de las piezas de 1,72 ± 0,29 kg. Las piezas se seleccionaron de forma aleatoria, sin definir lateralidad previamente.

Fig. 1 Piezas anatómicas. Se utilizaron seis húmeros de cordero fresco congelado (Ovis orientalis aries), correspondientes a cortes comerciales tipo “Paleta Oyster de Cordero”, seleccionados por su similitud anatómica con la extremidad superior humana. A. Visión frontal B. Visión lateral C. Visión superior.

Se excluyeron aquellas muestras que, tras la inspección macroscópica, evidenciaron defectos óseos previos, fracturas preexistentes o deterioro asociado al proceso de congelación. Las piezas no permanecieron congeladas por más de tres meses. El proceso de descongelación consistió en mantener las muestras a 4 °C durante 48 horas, conservándolas refrigeradas hasta su utilización. Posteriormente, se expusieron a temperatura ambiente durante 12 horas previas a la disección de partes blandas. Según estudios previos, esto no afecta la calidad ósea cortical.[11] [12]

La disección fue realizada por un equipo compuesto por cirujanos de hombro y codo con más de 10 años de experiencia y traumatólogos en proceso de especialización ([Fig. 2]). Se emplearon bisturí y tijera de disección, eliminando completamente las partes blandas y el cartílago hialino, asegurando que no quedaran remanentes de tejido que pudieran amortiguar el impacto. Las muestras disecadas se mantuvieron envueltas en plástico hasta el momento de las pruebas para preservar su hidratación.

Fig. 2 Piezas anatómicas disecadas. La disección fue realizada por un equipo compuesto por cirujanos de hombro y codo con más de 10 años de experiencia y traumatólogos en proceso de especialización. Se emplearon bisturí y tijera de disección, eliminando completamente las partes blandas y el cartílago hialino.

Escaneo 3D y fijación

Cada muestra fue sometida a un escaneo tridimensional utilizando un escáner CR-Scan Ferret Pro Creality, con una precisión de 0,1 mm y una resolución de 0,16 mm ([Fig. 3]). A partir de los modelos digitales obtenidos, se diseñaron probetas de fijación personalizadas para cada muestra, ajustadas a la geometría específica de cada epífisis ([Fig. 4]). Se realizaron pruebas piloto para optimizar el diseño de las probetas y asegurar un contacto adecuado. En los casos en que la fijación no fue óptima, se imprimieron nuevas probetas hasta alcanzar un ajuste satisfactorio evaluado en forma subjetiva por los investigadores.

Fig. 3 Modelo tridimensional. Cada pieza anatómica fue sometida a un escaneo tridimensional utilizando un escáner CR-Scan Ferret Pro Creality, con una precisión de 0,1 mm y una resolución de 0,16 mm.

Fig. 4 Impresión 3D de probetas. A partir de los modelos digitales obtenidos, se diseñaron probetas de fijación personalizadas para cada muestra, ajustadas a la geometría específica de cada epífisis y a la posición predefinida del húmero a fracturar. A. Diseño de probeta de compresión axial (posición vertical). B. Impresión probeta inferior. C. Diseño de probeta de golpe directo (posición horizontal). D. Impresión de probetas horizontales.

Simulador de fracturas

El simulador empleado es un sistema de impacto vertical de caída libre, diseñado específicamente para este estudio, basado en un simulador previamente utilizado en el Departamento de Anatomía de la Universidad de Colonia, Alemania[5] [13] [14] [15] [16] [17] ([Fig. 5]). El sistema permite regular el peso del impacto, la altura de caída y el tipo de impactor utilizado. No se realizaron calibraciones formales de la energía entregada, ni se utilizaron celdas de carga o acelerómetros para verificar la fuerza aplicada en cada impacto. Todas las simulaciones se realizaron utilizando la configuración de máxima carga y altura, empleando la energía cinética teórica calculada.

Fig. 5 Simulador de fracturas. El simulador empleado es un sistema de impacto vertical de caída libre, diseñado específicamente para este estudio. El sistema permite regular el peso del impactor, la altura de caída y el tipo de impactor utilizado. Todas las simulaciones se realizaron utilizando la configuración de máxima carga y altura.

La alineación espacial de cada muestra en las probetas epifisiarias fue definida al momento de diseñarlas con el software Rhinoceros 8.0 y validada manualmente utilizando un inclinómetro digital. Para las simulaciones de carga axial, se utilizó resina caliente para ajustar el contacto entre las epífisis y las probetas, optimizando la estabilidad. La correcta fijación y alineación de cada muestra fue verificada antes de cada impacto.

El costo estimado del simulador, considerando únicamente los materiales y sin incluir los costos del escáner ni de la impresora 3D, es de aproximadamente 2 millones de pesos chilenos. Este valor no contempla los costos de mano de obra, los cuales pueden variar.

Impresión 3D

Las probetas y los impactores fueron diseñados en Rhinoceros 8.0 e impresos con una impresora 3D Bambu Lab P1S utilizando filamento de ácido poliláctico (PLA) marca Creality, con un porcentaje de relleno del 100%. El patrón de impresión fue configurado en 0,2 mm (Strength @BBL X1C) mediante el software Bambu Studio.

La geometría de los impactores fue definida como un cono trunco para las simulaciones de impacto directo, buscando concentrar la energía en un área reducida ([Fig. 6]). El diseño de los impactores consideró una alineación inicial perpendicular al hueso, sin realizar una verificación adicional de la perpendicularidad tras cada montaje. Los ejes de guía de la caída libre fueron ajustados para mantener una orientación de 90° respecto a la horizontal en las pruebas de impacto directo y un eje vertical para las pruebas de carga axial. Tras cada impacto, se inspeccionó el estado de los impactores, sin observar deformaciones o daños que justificaran su reemplazo.

Fig. 6 Impactor. La geometría de los impactores fue definida como un cono trunco para las simulaciones de impacto directo, buscando concentrar la energía en un área reducida. Tras cada impacto, se inspeccionó el estado de los impactores, sin observar deformaciones o daños que justificaran su reemplazo.

Simulaciones

Se realizaron dos grupos de simulaciones ([Fig. 7]):

Fig. 7 Simulación de fracturas. Se realizaron dos grupos de simulaciones: A. Posicionado en forma vertical, con la epífisis distal apoyada como base y la epífisis proximal recibiendo el impacto. Se utilizó un impactor cilíndrico con área de impacto circular, simulando un mecanismo de carga axial. B. Posicionado en forma horizontal, utilizando dos probetas epifisiarias como soporte, sometido a un impacto directo en el tercio medio diafisario. Se empleó un impactor cónico trunco con área de impacto circular, simulando un mecanismo de golpe directo.

• Grupo 1 (n = 3): Posicionado en forma vertical, con la epífisis distal apoyada como base y la epífisis proximal recibiendo el impacto. Se utilizó un impactor cilíndrico con área de impacto circular, simulando un mecanismo de carga axial ([Fig. 7A]).

• Grupo 2 (n = 3): Posicionado en forma horizontal, utilizando dos probetas epifisiarias como soporte, sometido a un impacto directo en el tercio medio diafisario. Se empleó un impactor cónico trunco con área de impacto circular, simulando un mecanismo de golpe directo ([Fig. 7B]).

Variables estudiadas

Se describieron los tipos de fracturas obtenidas, se clasificaron según el sistema AO bajo visión directa, se midió la longitud del rasgo de fractura (mm) y el número de fragmentos (conminución).

Control ambiental

La temperatura de la sala de ensayos fue controlada a 22 °C mediante aire acondicionado. No se registró ni controló la humedad ambiental.

Cálculo de energía cinética y momentum

La energía cinética involucrada en cada impacto se calculó utilizando la ecuación:

Dónde:

El momentum (p) previo al impacto se calculó como:

Con la velocidad derivada de:

Este cálculo se realizó para todas las simulaciones, asumiendo resistencia del aire despreciable y condiciones idénticas entre ensayos. El impactor fue liberado desde 2 metros de altura, con un peso de 20 kg; se calcula un momentum de 125,2 kg ∙ m/s.

Evaluación de fracturas

Las fracturas fueron clasificadas por dos cirujanos de hombro y codo con más de 10 años de experiencia. La evaluación fue visual, sin uso de radiografías o tomografías.

Registro de datos

El registro de datos incluyó documentación fotográfica y videos de alta velocidad capturados durante cada impacto, para analizar la secuencia y dinámica de fractura.

Consideraciones estadísticas

Dado que el objetivo principal del estudio fue evaluar la factibilidad de un método estandarizado, no se realizó un análisis formal de potencia estadística para la determinación del tamaño muestral. Para la comparación estadística de conminución, se utilizó el estadístico de Mann-Whitney (prueba no paramétrica).

Consideraciones éticas

Respecto de los aspectos éticos, no se requirió aprobación institucional, ya que el estudio utilizó huesos ovinos destinados a consumo humano, los cuales fueron adquiridos posteriormente para fines de investigación. De acuerdo con la normativa nacional, institucional y las directrices internacionales aplicables a la investigación en modelos animales, el uso de restos biológicos provenientes de la industria alimentaria no se considera experimentación animal y, por tanto, se encuentra exento de evaluación por un comité de ética.

Resultados

Se realizaron simulaciones de fracturas diafisarias en los seis húmeros de cordero sometidos a ensayo, logrando una tasa de fractura del 100%, definida como la generación de una fractura diafisaria completa posterior a un único impacto, independientemente del patrón específico obtenido.

En cinco de las seis muestras (83%) se observó un patrón de fractura multifragmentario con conminución severa, correspondiente a fracturas tipo C3, según la clasificación AO. Solo un espécimen, sometido a carga axial, presentó una fractura tipo B3. En uno de los casos, la fractura mostró extensión proximal, definida como la propagación de al menos un trazo que superó el límite metafisario proximal, alcanzando la región inmediatamente distal al cuello quirúrgico del húmero ([Fig. 8]).

Fig. 8 Fractura de húmero simuladas. Se realizaron simulaciones de fracturas diafisarias en los seis húmeros de cordero sometidos al ensayo, logrando una tasa de fractura del 100. En cinco de las seis muestras (83%), se obtuvo un patrón de fractura multifragmentario con conminución severa, correspondiente a fracturas tipo C3 según la clasificación AO.

La longitud promedio del trazo principal fue de 61,2 ± 9,5 mm (rango: 53 a 69 mm). El número de fragmentos por muestra fue de 12,8 ± 8,2 (rango: 7 a 17).

En relación con el mecanismo de impacto y el patrón obtenido, no se observaron diferencias significativas en conminución entre las configuraciones de impacto horizontal y carga axial (12,7 ± 4,5; rango: 8 a 17 vs. 11,0 ± 4,6; rango: 7 a 16; p = 0,65, prueba de Mann-Whitney). Sin embargo, la única fractura con propagación longitudinal se produjo bajo mecanismo de carga axial.

Discusión

Los resultados obtenidos en este estudio evidencian la factibilidad de simular fracturas diafisarias de húmero controladas en un modelo animal utilizando un método estandarizado con un simulador diseñado a medida (impactor de energía regulada). El método permitió generar fracturas en todos los especímenes, predominando los patrones multifragmentarios (83%), lo que demuestra su capacidad para producir modelos consistentes y comparables entre sí. La obtención de fracturas complejas refleja la capacidad del simulador para reproducir patrones de alta conminución. Sin embargo, dado que no se realizó una comparación directa con la frecuencia y características de las fracturas observadas en humanos, y considerando que el grado de conminución en las seis muestras sugiere una energía aplicada posiblemente superior a la habitual en la práctica clínica, estos resultados deben interpretarse con cautela respecto a su valor como escenario educativo realista. En comparación con estudios previos que han intentado simular fracturas con modelos cadavéricos o artificiales, el uso de húmeros de cordero representa una opción viable en términos de reproducibilidad y fidelidad anatómica y biomecánica.[3] [7]

El uso de modelos animales para la simulación quirúrgica es un método válido. Diversos estudios han documentado la utilidad de estos modelos en la simulación de procedimientos ortopédicos y traumatológicos debido a su similitud estructural con el hueso humano.[5] [6] En particular, el húmero de cordero ofrece una geometría y densidad ósea comparables a la del húmero humano, lo que facilita la extrapolación de los resultados a escenarios de simulación con piezas anatómicas humanas. Sin embargo, es importante reconocer las diferencias biomecánicas existentes entre huesos animales y humanos. Factores como la mineralización ósea, el contenido de colágeno y la orientación de las trabéculas pueden afectar la propagación de la fractura y su conminución.[8] Además, el húmero ovino es un hueso de carga, lo que puede incrementar la corticalización y modificar la propagación de fracturas. La elevada frecuencia de fracturas tipo C3 obtenidas en este estudio podría estar influenciada por estas diferencias, lo que sugiere la necesidad de realizar análisis complementarios mediante estudios en piezas cadavéricas humanas.

El desarrollo del simulador de fracturas representa un avance significativo en la educación quirúrgica, pues permite reproducir escenarios de alta complejidad con un grado de control inédito en simulaciones previas. La posibilidad de ajustar parámetros como la energía cinética aplicada y la orientación del impacto otorga una versatilidad fundamental para el entrenamiento en técnicas de osteosíntesis.[9]

A pesar de estas ventajas, existen algunas limitaciones metodológicas a considerar. En primer lugar, si bien se calcularon valores teóricos de energía cinética y momentum, la ausencia de celdas de carga o acelerómetros impide una medición precisa de la energía transferida a cada hueso durante el impacto. Estudios previos han demostrado que la energía efectiva transmitida a la estructura ósea puede diferir significativamente de la energía teórica calculada debido a pérdidas mecánicas en la estructura del simulador y la absorción por el material óseo.[10]

Otro aspecto a considerar es la alineación espacial de las muestras. Aunque se utilizó software de modelado 3D para el ajuste de las probetas y su fijación, no se realizaron verificaciones dinámicas de perpendicularidad en cada ensayo. Esto podría haber introducido variaciones en la distribución del impacto y, por ende, en la morfología final de las fracturas obtenidas. Futuras optimizaciones del simulador podrían incluir sensores de alineación digital para minimizar estas inconsistencias.

Los modelos tradicionales de simulación de fracturas han dependido mayormente de huesos artificiales o cadáveres humanos. Si bien los modelos cadavéricos ofrecen la máxima fidelidad anatómica y biomecánica, su disponibilidad está limitada por factores éticos y logísticos.[4] [7] La presente investigación demuestra que el uso de huesos animales en combinación con un sistema de impacto regulado puede ofrecer una alternativa para calibrar la simulación posterior en espécimenes humanos con alta reproducibilidad y menor costo, facilitando el acceso a la formación quirúrgica avanzada.[8] Esto debe ser evaluado en estudios ad hoc.

El desarrollo de un simulador de fracturas con alta fidelidad tiene implicancias significativas en la formación de cirujanos ortopédicos. Estudios previos han demostrado que el entrenamiento basado en simulación mejora el desempeño en procedimientos de osteosíntesis y reduce la tasa de complicaciones en pacientes reales.[9]

El presente estudio refuerza estos hallazgos al proporcionar una herramienta que permite el entrenamiento en fracturas complejas sin comprometer la seguridad del paciente. Además, la posibilidad de documentar los patrones de fractura mediante imágenes y videos de alta velocidad facilita la generación de bases de datos para mejorar el entendimiento de estas lesiones.[10]

En el contexto clínico, el simulador podría utilizarse no solo con fines educativos, sino también para la prueba de nuevos implantes y técnicas quirúrgicas en un entorno controlado. Esto permitiría optimizar los diseños de dispositivos de osteosíntesis antes de su aplicación en pacientes, reduciendo costos y mejorando la seguridad de los procedimientos.

A pesar de sus fortalezas, este estudio presenta algunas limitaciones que deben considerarse en futuras investigaciones. En primer lugar, el tamaño muestral es reducido, ya que solo se incluyeron seis muestras, lo que limita la generalización de los hallazgos. Un estudio con un mayor número de especímenes permitiría realizar análisis estadísticos más sólidos. Además, la clasificación de las fracturas se realizó de forma visual, sin el apoyo de imágenes radiográficas o tomografía computarizada, lo que implica la ausencia de validación radiográfica. La incorporación de estas técnicas facilitaría una caracterización más precisa de los patrones obtenidos. Otro aspecto a considerar es que el simulador desarrollado no contempló la generación de cargas torsionales. Este tipo de solicitaciones constituye un mecanismo habitual en las fracturas diafisarias de húmero, y su ausencia podría limitar la diversidad de patrones obtenidos. La inclusión de un módulo torsional en futuros desarrollos ampliaría la fidelidad del modelo y favorecería su aplicación en escenarios clínicos más realistas. Una limitación importante de este estudio es la ausencia de mediciones directas de los parámetros biomecánicos involucrados en la generación de las fracturas. Si bien se calcularon valores teóricos de energía cinética, la falta de sensores que registren fuerza, aceleración y desplazamiento impide establecer una correlación exacta entre la energía aplicada y la morfología resultante. La incorporación de celdas de carga y acelerómetros triaxiales permitiría cuantificar en tiempo real la magnitud y dirección de las fuerzas transmitidas al hueso, mientras que el uso de sensores de desplazamiento lineal podría complementar estas mediciones con información cinemática del impacto. Esta integración tecnológica no solo aumentaría la precisión del modelo, sino que además posibilitaría la estandarización del procedimiento y la comparación objetiva entre diferentes configuraciones experimentales, ampliando así la validez y aplicabilidad del simulador en contextos de formación quirúrgica.

En futuras investigaciones, sería relevante comparar el desempeño de este simulador con modelos cadavéricos y artificiales en un contexto de formación quirúrgica, evaluando la retención de habilidades técnicas en cirujanos en entrenamiento. Además, la exploración de materiales alternativos, como polímeros con propiedades mecánicas similares al hueso humano, podría ampliar aún más las aplicaciones del simulador.

Conclusiones

El presente estudio demuestra la factibilidad y eficacia de un simulador de fracturas diafisarias de húmero en modelos animales como herramienta educativa de alta fidelidad. La capacidad del simulador para generar fracturas multifragmentarias en forma reproducibles y controlada, junto con la posibilidad de ajustar parámetros críticos del impacto, ofrece un entorno de aprendizaje enriquecido que facilita la adquisición de habilidades técnicas esenciales en la cirugía traumatológica. Si bien existen áreas de mejora, el simulador desarrollado representa un recurso innovador y eficaz. Su integración en la educación quirúrgica podría contribuir significativamente al perfeccionamiento técnico de los cirujanos en formación y promoviendo la mejora continua en la educación médica. Con cirujanos más capacitados, podría haber mejora de los resultados clínicos en pacientes con fracturas complejas (menor curva de aprendizaje, menor tasa de complicaciones).

Conflicto de Intereses

Ninguno.

Agradecimientos

A la empresa Perfiles y Vidrios SPA, especialmente a su gerente general Don Diego Contreras y al maestro soldador Don José Painén Pichún.

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Publication History

Received: 03 April 2025

Accepted: 11 September 2025

Article published online:
22 December 2025