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Aug 04, 2023

La importancia del espesor de la pared lateral femoral para el tratamiento de las fracturas intertrocantéreas: un análisis de elementos finitos

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 12679 (2023) Citar este artículo 271 Accesos Detalles de métricas Para explorar cómo el grosor de la pared lateral femoral influye en la eficacia de

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 12679 (2023) Citar este artículo

271 Accesos

Detalles de métricas

Explorar cómo el grosor de la pared lateral femoral influye en la eficacia de los sistemas de fijación interna utilizados para tratar las fracturas intertrocantéreas. Se utilizaron imágenes de TC de la pelvis y el fémur de un varón adulto para construir un modelo de fractura intertrocantérea (AO/OTA 31-A2) con varios espesores de la pared lateral femoral (FLW). Se crearon cuatro modelos de elementos finitos (FE) con paredes femorales laterales de 10 mm, 20 mm, 30 mm y 40 mm de espesor. Los modelos de fractura se fijaron con un tornillo dinámico de cadera (DHS), un clavo femoral antirrotación proximal (PFNA) y una placa de compresión con bloqueo femoral proximal (P-FLCP). Se aplicó una carga vertical simulada a la cabeza femoral. Se registraron la tensión y el desplazamiento del implante y el fémur en cada modelo para comparar. El análisis FE de los modelos de fractura intertrocantérea mostró que el sistema PFNA podría proporcionar una mejor estabilidad que el DHS y el P-FLCP con el mismo espesor de FLW. El FLW proporcionó soporte de refuerzo a la cabeza y el cuello femorales cuando se utilizó un DHS y PFNA, y la resistencia del refuerzo fue proporcional al espesor del FLW. La tensión máxima en el modelo DHS se registró en la placa DHS que alojaba el tirafondo. Para el modelo PFNA, la tensión máxima apareció en la conexión entre el clavo y la hoja. En el modelo P-FLCP, las tensiones máximas estaban altamente concentradas en la conexión entre los clavos cefálicos y la placa proximal. El espesor de la pared lateral femoral debe considerarse un factor importante a la hora de seleccionar un sistema de fijación interna adecuado para las fracturas intertrocantéreas. Según el análisis FE, la fijación intramedular, como PFNA, experimenta niveles de tensión más bajos y un desplazamiento moderado en comparación con DHS y P-FCLP cuando se usa para tratar fracturas intertrocantéreas.

Las fracturas intertrocantéreas (FIT) se observan comúnmente en la práctica clínica, particularmente en los ancianos. Para la mayoría de los pacientes con ITF, la intervención quirúrgica es el tratamiento estándar para aliviar el dolor y recuperar el movimiento articular1. Los tornillos dinámicos de cadera (DHS) son uno de los dispositivos de fijación más comunes para las fracturas AO/OTA 31-A1 y A2 parcial con una pared femoral lateral intacta. Para las fracturas inestables, se ha demostrado que la fijación con clavos intramedulares, como el clavo femoral proximal antirrotación (PFNA), es un método fiable y eficaz para tratar una ITF2. Sin embargo, cuando hay una fractura de la pared lateral asociada, los clavos intramedulares se han asociado con mayores tasas de fracaso y revisión, independientemente de si se utiliza extra o intrafijación3.

Se ha sugerido que la composición y el grosor de la pared lateral femoral (FLW) son un factor de riesgo importante para la ITF. Mediante un análisis retrospectivo, Hsu et al.4 determinaron que un espesor de la pared lateral de 20,5 mm era el valor umbral para la fractura posoperatoria de la pared lateral y Palm et al.5 informaron que la integridad de la pared femoral lateral es un predictor de la necesidad de reoperación. Hasta donde sabe el autor, existe escasez de literatura sobre el espesor del FLW y su posterior reducción con diferentes sistemas de fijación.

Por lo tanto, el objetivo de este estudio fue evaluar diferentes espesores del FLW en ITF asegurado con un clavo intramedular y fijación extramedular. Hasta donde sabemos, este es el primer estudio que investiga la estabilidad de diferentes implantes para el tratamiento de fracturas intertrocantéreas teniendo en cuenta el grosor de la pared lateral.

El estudio fue aprobado por el comité de ética institucional del Hospital Popular de la Nueva Área de Pudong (número de aprobación: 2021K29). Todos los experimentos se realizaron de acuerdo con la Declaración de Helsinki. El consentimiento informado fue obtenido y firmado por el sujeto antes de participar en este estudio.

Nuestra hipótesis es que la reducción anatómica y una pared lateral femoral (FLW) robusta son importantes para reducir el riesgo de complicaciones después de la implantación de una placa de soporte o PFNA. Un FLW grueso puede aumentar la rigidez de la construcción hueso-implante.

Se utilizó un escáner CT (Philips, Brilliance 64) para capturar 64 imágenes de la pelvis y el fémur de un adulto varón sano de 45 años. El espesor de corte de las imágenes de TC fue de 1,25 mm, con una resolución de 512 × 512 píxeles. Las imágenes DICOM se importaron al software Mimics 18.0 (Materialise NV Technologielaan, Lovaina, Bélgica) para delinear los contornos interior y exterior del hueso cortical. Se utilizó un umbral de 600 unidades Hounsfield para definir los límites de la capa cortical y el núcleo esponjoso6. Los modelos CAD de una placa de compresión con bloqueo femoral DHS, PFNA y proximal (P-FLCP) se crearon en Solidworks 2014 (Dassault Systèmes, Vélizy-Villacoublay, Francia) de acuerdo con las especificaciones publicadas por WEGO ORTHO Corporation7. Los implantes se incorporaron al modelo femoral (fractura AO/OTA 31-A2.3) utilizando Abaqus 6.13 (Dassault Systèmes, Vélizy-Villacoublay, Francia).

Luego se crearon los modelos de elementos finitos (FE). El módulo de Young se fijó en 17.000 MPa para el hueso cortical y en 260 MPa para el hueso esponjoso8. A todos los implantes se les asignaron propiedades materiales de TiAl6V4, con un módulo de Young de 110.000 MPa y un índice de Poisson de 0,338. Se supuso que todos los materiales eran homogéneos, isotrópicos y linealmente elásticos. El coeficiente de fricción fue de 0,46 para las interacciones hueso-hueso, de 0,42 para las interacciones hueso-implante y de 0,2 para las interacciones implante-implante9. Todos los modelos implantados utilizaron cuatro elementos de tipo tetraedro, con alrededor de 45.000 elementos y 100.000 nodos en cada modelo (Tabla 1).

Como se muestra en la Fig. 1, la pared lateral del fémur se definió como el tramo desde la corteza lateral del fémur proximal hasta la cresta vasta. El espesor de la pared lateral se definió como la distancia desde un punto de referencia 30 mm por debajo del tubérculo innominado del trocánter mayor hasta la línea de fractura en un ángulo de 135° en la radiografía anteroposterior. La primera línea de osteotomía se creó uniendo el vértice del trocánter mayor y la base del trocánter menor en el plano frontal. Se utilizaron líneas trazadas paralelas a la línea de puntos en la Fig. 1 para asignar el espesor de la PDA como 10 mm, 20 mm, 30 mm y 40 mm. Luego, los tres modelos de construcción de hueso-implante se ensamblaron en los fémures con cuatro espesores diferentes de FLW (Fig. 2).

Diagrama esquemático de las líneas de osteotomía utilizadas para producir los modelos de fractura intertrocantérea con diferentes espesores de la pared femoral lateral. El espesor de la pared lateral (d) se define como la distancia en milímetros (mm) desde un punto de referencia 3 cm por debajo del tubérculo innominado del trocánter mayor hasta una línea en ángulo de 135° con respecto a la línea de fractura en la radiografía anteroposterior. La primera línea de osteotomía se creó uniendo el vértice del trocánter mayor y la base del trocánter menor en el plano frontal, lo que correspondía al primer modelo de fractura (①) con un espesor de pared femoral lateral medido de 10 mm. La segunda línea de osteotomía se creó girando la primera línea de osteotomía alrededor de la base del trocánter menor para producir un espesor de pared femoral lateral de 20 mm para el segundo modelo de fractura (②). Las otras líneas de osteotomía y modelos de fractura (③ y ④) se construyeron repitiendo el segundo paso y rotando la línea en intervalos de 10 mm.

Diagrama esquemático del montaje de tres modelos de construcción hueso-implante. (A) Departamento de Seguridad Nacional; (B) P-FLCP; (C) PFNA.

Se realizó una prueba de convergencia de malla en el modelo de construcción ósea DHS con el FLW establecido en 10 mm, 20 mm, 30 mm y 40 mm. La prueba utilizó las mismas condiciones límite y se realizó bajo una carga de compresión de 1800 N. La prueba se realizó reduciendo el tamaño de la malla en aproximadamente un 20% (tamaño de malla global de 2,5 a 2,0 mm). La convergencia del modelo se logró con el tamaño de malla final de 2,0 mm, donde la tensión de von Misses varió en menos del 2% con reducciones adicionales en el tamaño de la celda10.

El modelo FEA femoral implantado se fijó completamente (desplazamiento cero) en el extremo distal. Usando Abaqus 6.13, el fémur fue sometido a una carga de compresión de 1800 N aplicada en un ángulo de 13° en aducción en el plano frontal y 8° en el plano sagital para simular la carga anatómica durante la postura sobre una sola pierna11,12 (Fig. 3). ). Se registraron la tensión von máxima y el desplazamiento de los modelos13.

Diagrama de las condiciones de contorno del modelo FE que muestra el vector de una fuerza en la articulación de la cadera en una sola postura (F) con ángulos de acción en el plano frontal (A) y el plano sagital (B).

El modelo FE en este estudio actual fue validado en estudios previos y demostró predecir de manera confiable el rendimiento biomecánico de los implantes DHS, PFNA y P-FLCP7,14,15. Las Figuras 4 y 5 comparan la tensión y el desplazamiento entre los implantes simulados en este estudio actual. Las figuras 6 y 7 muestran que las variaciones en tensión y desplazamiento con los implantes DHS, PFNA y P-FLCP fueron similares en los estudios previos7,15,16.

La tensión de Von Misses (MPa) sobre la construcción hueso-implante cuando se coloca bajo una carga de 1800 N. La primera fila es DHS, la fila del medio es P-FLCP y la última fila es PFNA. La primera columna muestra modelos con FLW = 10 mm, la segunda columna con FLW = 20 mm, la tercera columna con FLW = 30 mm y la cuarta columna con FLW = 40 mm.

Von Misses tensiona (MPa) sobre el hueso femoral sintético cuando se coloca bajo una carga de 1800 N. La primera fila es el grupo DHS, la fila del medio es el grupo P-FLCP y la última fila es el grupo PFNA. La primera columna muestra modelos con FLW = 10 mm, la segunda columna con FLW = 20 mm, la tercera columna con FLW = 30 mm y la cuarta columna con FLW = 40 mm.

El desplazamiento máximo de la posición de la fractura para los tres modelos de construcción de implante óseo. La primera fila es el grupo DHS, la fila del medio es el grupo P-FLCP y la última fila es el grupo PFNA. La primera columna muestra modelos con FLW = 10 mm, la segunda columna con FLW = 20 mm, la tercera columna con FLW = 30 mm y la cuarta columna con FLW = 40 mm.

Comparación de estrés y desplazamiento entre el estudio FEA actual y un estudio anterior. Variaciones similares en tensión y desplazamiento confirman la validez de los modelos FEA16.

Dado el diseño del estudio descriptivo, no se aplicaron pruebas estadísticas. Sin embargo, los resultados muestran una clara comparación entre la tensión y el desplazamiento en el fragmento femoral y los implantes.

La Figura 4 muestra la distribución de tensiones de von Mises sobre los implantes. Para la fijación del DHS, las tensiones máximas se concentraron principalmente en el lado lateral del orificio del tornillo proximal del DHS y la tensión de von Mises más baja se produjo en la punta del tornillo distal. Para la fijación de P-FLCP, las tensiones máximas se ubicaron en la conexión entre los clavos cefálicos y la placa proximal, y las tensiones más bajas se encontraron desde la punta del cuarto tornillo hasta el extremo distal del implante. Para la fijación con PFNA, la tensión máxima apareció en la conexión entre el clavo y la hoja. Con un FLW de 10 mm, la tensión más baja apareció en la punta del tornillo distal, pero se desplazó al clavo cefálico proximal cuando el FLW se incrementó a 20 mm, 30 mm y 40 mm. Como se muestra en la Tabla 2, la tensión máxima de von Mises sobre el implante DHS y P-FLCP disminuyó a medida que el FLW se hizo más grueso (10–40 mm), oscilando entre 561,8 y 376,9 MPa para la placa DHS, y entre 511,3 y 323,9 MPa para la placa DHS. Placa P-FLCP. Debido a la estructura única de PFNA (brazo de fuerza corto y gran superficie de contacto), la tensión máxima de von Mises sobre el implante de PFNA tuvo una distribución más moderada (262,0 MPa a 397,6 MPa) a medida que aumenta el espesor de FLW.

La Figura 5 muestra la distribución de la tensión de von Mises en el hueso femoral sintético con osteotomías simuladas aseguradas mediante dispositivos DHS, P-FLCP y PFNA. Para el grupo de fijación DHS, con un FLW de 10 mm, la tensión máxima se concentró en el lado lateral de la parte proximal del eje, pero se desplazó hacia el extremo distal con el FLW de 20 mm, 30 mm y 40 mm. El grupo de fijación P-FLCP sufrió mayor estrés que los grupos de fijación DHS y PFNA, para los cuales los valores de estrés fueron similares.

Los desplazamientos máximos de los implantes y huesos DHS, P-FLCP y PFNA se muestran en la Fig. 6. Bajo la carga de compresión de 1800 N, el desplazamiento total de la construcción DHS con un FLW de 10 mm (5,36 mm) fue un 10,1% mayor que con un FLW de 40 mm (4,87 mm). De manera similar, aumentar el espesor del FLW en el modelo P-FLCP de 10 a 40 mm dio como resultado una reducción del 19 % en el desplazamiento total del implante, pasando de 10,88 a 8,78 mm. Para el modelo PFNA, el desplazamiento total del implante se redujo en un 21% (de 6,80 a 5,37 mm) a medida que el espesor del FLW aumentó de 10 a 40 mm.

En este estudio, se construyeron estos modelos FE de un fémur con fracturas intertrocantéreas simuladas (ITF) para investigar cómo el grosor de la pared lateral femoral (FLW) influye en la estabilidad de la fractura después de haber sido tratada con diferentes métodos de fijación. Los resultados mostraron que un fémur con un FLW más delgado tiene un mayor riesgo de fracaso del implante independientemente del método de fijación utilizado. El aumento del espesor del FLW de 10 a 40 mm redujo el desplazamiento de la construcción DHS en aproximadamente un 10 %, el P-FLCP en aproximadamente un 19 % y el PFNA en aproximadamente un 21 %. Como se esperaba, con el menor cambio en el desplazamiento, el PFNA tuvo los valores de tensión más bajos de los tres implantes y la tensión se distribuyó de manera más uniforme en todo el implante. El grupo DHS tuvo el mayor estrés. Los resultados de este estudio muestran que para una fractura 31-A2 colocada bajo una carga de 1800 N, el desplazamiento del hueso femoral fue considerablemente menor con el implante PFNA que con P-FLCP, y la distribución de tensión de la construcción del implante femoral fue considerablemente menor con el implante PFNA que con DHS y P-FLCP.

Este estudio encontró que el espesor del FLW se puede utilizar para predecir la integridad y estabilidad de una fractura intertrocantérea reducida. La fractura se definió por una línea que comenzaba desde un punto 3 cm por debajo del tubérculo innominado del trocánter mayor y con un ángulo de 135° hacia el plano coronal17, como se ilustra en la Fig. 1. El Comité de Codificación y Clasificación de la Asociación de Trauma Ortopédicos (AO /OTA) clasifica las fracturas como más inestables cuando la pared femoral lateral tiene un espesor inferior a 20,5 mm, lo que se justifica por la tasa de fracturas secundarias y complicaciones18. Zheng et al.19 sugirieron que tener un espesor de pared lateral inferior a 21,4 mm aumenta el riesgo de fracaso del implante, mientras que Hsu et al.17 encontraron que un espesor inferior a 20,5 mm puede provocar un fracaso prematuro y también que la fractura debería no se puede solucionar sólo con el DHS. Li et al.20 defendieron que tener un ancho de pared lateral residual inferior a 18,55 mm es un predictor fiable de complicaciones mecánicas postoperatorias. Como se muestra en la Tabla 2, el análisis FE en este estudio mostró que un espesor de pared lateral de 20 mm era el valor umbral para mantener la tensión máxima de von Misses relativamente baja cuando se utiliza un PFNA.

Desde una perspectiva clínica, si la pared lateral está intacta (AO/OTA subtipo 31A1 y A2.1), la incidencia de fractura de la pared lateral después de la cirugía es baja21. En tales casos, un implante DHS se considera eficaz y seguro para este tipo de fracturas. Cuando la pared lateral es vulnerable (AO/OTA subtipo-31-A2.2 y A2.3), puede ocurrir ruptura de la pared lateral iatrogénica durante la cirugía, especialmente en pacientes osteoporóticos. En estos casos la preferencia es utilizar un clavo cefalomedular o P-FLCP22,23. Si la pared lateral ya está fracturada antes de la operación (AO/OTA subtipo-31A3), el consenso general de los cirujanos es utilizar un clavo intramedular24.

La integridad de la pared femoral lateral se reconoce cada vez más como una consideración importante en el tratamiento de las fracturas intertrocantéreas. Pocos estudios han investigado la importancia de la pared lateral en la ITF y cómo el espesor de la pared puede influir en la estabilidad de la fractura25,26,27. Joshi et al.28 encontraron que el 1,7% de los pacientes con una fractura AO/OTA A1 estable tenían fracturas iatrogénicas de la pared lateral, mientras que el 50% de los pacientes con tipo A2.2 y tipo A2.3 también sufrieron una fractura iatrogénica de la pared lateral. Propusieron que el uso de un DHS con una fractura intertrocantérea inestable puede aumentar el riesgo de una fractura iatrogénica de la pared lateral. Sin embargo, Kim et al. informaron que cuando se utiliza un clavo intramedular en fracturas intertrocantéreas A3.3, los fragmentos desplazados de la pared lateral tienden a reducirse espontáneamente sin ninguna fijación adicional durante el período postoperatorio. Concluyeron que no se necesita fijación adicional para los fragmentos desplazados de la pared lateral después de la cirugía con un clavo intramedular29.

Aunque estudios previos se centraron en los predictores preoperatorios de fractura de la pared lateral cuando se utiliza un DHS, ninguno lo ha hecho para la fijación con clavos cefalomedulares como el PFNA14. Este estudio encontró concentraciones de estrés en la interfaz hueso-implante con el PFNA, lo que concuerda con la literatura13. Los niveles de tensión en los componentes de PFNA fueron consistentemente más altos que en el hueso femoral en todas las condiciones simuladas. A medida que disminuyó el grosor de la pared lateral, la tensión sobre la construcción PFNA se transfirió distalmente desde la hoja espiral al tornillo de bloqueo. Cuando se redujo el grosor de la pared lateral, el hueso formó una estructura entrelazada con el clavo PFNA que redujo la tensión en el fémur proximal exterior-superior, el fragmento proximal del fémur y la hoja espiral. Además, se cree que los clavos cefalomedulares son más apropiados para las fracturas pertrocantéreas que se acompañan de fracturas de la pared lateral porque el extremo proximal de los clavos puede actuar como pared lateral para apuntalar los fragmentos proximales18.

Dai et al.30 informaron una altura media de fractura pertrocantérea significativamente menor en pacientes con fracturas intraoperatorias de la pared lateral que en aquellos sin ellas (15,6 mm y 28,5 mm). Dai informó que una altura umbral de 20,445 mm es un predictor confiable de fracturas iatrogénicas de la pared lateral cuando se utilizan clavos cefalomedulares. Los cirujanos deben tener esto en cuenta a la hora de elegir un método de fijación adecuado. Hsu et al.16 consideraron que el umbral relativamente bajo puede deberse a la pared lateral más delgada y a la conminución del fragmento posteromedial en presencia de fracturas inestables. Sus resultados mostraron que la incidencia de fracturas iatrogénicas también fue significativamente mayor en las fracturas A2 que en las A1 (46,7% frente a 15,0%, respectivamente) cuando se utilizaron clavos cefalomedulares.

Este estudio tiene algunas limitaciones. Los datos se tomaron de modelos computacionales creados a partir de imágenes de un solo paciente masculino sin considerar factores biomecánicos y biológicos influyentes de la anatomía femoral típica. Además, es posible que las mediciones informadas no sean totalmente representativas de otras cohortes de pacientes, por ejemplo mujeres y ancianos. Los estudios futuros pueden considerar factores adicionales, como los tejidos blandos y el cartílago, las fosas, el tipo de tornillo, el tipo de fractura y la calidad del hueso. Otra limitación es que los modelos de elementos finitos se mallaron utilizando un tamaño de malla ampliamente adoptado en la literatura. Se deben utilizar pruebas biomecánicas para determinar la potencia de los modelos específicos y determinar el nivel de error de discretización.

Los resultados de este estudio muestran que el espesor de la pared lateral femoral debe evaluarse antes de la cirugía y considerarse al seleccionar un implante de fijación adecuado para las fracturas intertrocantéreas. Según el análisis FE, la fijación intramedular, como PFNA, demuestra un nivel de tensión más bajo y un desplazamiento moderado en comparación con DHS y P-FCLP en el tratamiento de fracturas intertrocantéreas, teniendo en cuenta el grosor de la pared lateral femoral.

Todos los datos estarán disponibles previa solicitud motivada al autor correspondiente del presente artículo.

Tomografía computarizada

Asociación de Traumatología Ortopédica/grupo de trabajo para cuestiones de osteosíntesis

La pared lateral femoral

El análisis de elementos finitos.

Tornillo dinámico de cadera

Antirotación del clavo femoral proximal

Placa compresora de bloqueo femoral proximal

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Los autores desean agradecer a Li-Li Chen por su ayuda con la metodología del estudio. También agradecemos a Colin McClean por corregir el manuscrito.

El estudio contó con el apoyo del proyecto general de la Comisión de Salud Municipal de la Nueva Área de Pudong de Shanghai (PW2021A-51), el programa de formación de excelentes talentos médicos jóvenes en el sistema de salud de la Nueva Área de Pudong (PWRq2021-33), el programa de Hong Kong y Macao cooperó con Comité de Ciencia y Tecnología de Shanghai (21410760200), el proyecto de superposición de nuevas sucursales de la Nueva Área de Shanghai Pudong (PWXx2020-08), el proyecto de construcción de disciplina del Comité de Salud de la Nueva Área de Shanghai Pudong (PWZy2020-04) y también por la Ciencia y la Tecnología de la Nueva Área de Pudong Proyecto Especial de la Comisión de Tecnología en 2020 (PKJ2020-Y41).

Estos autores contribuyeron igualmente: Shuang Li, Zhi-hao Su y Jia-min Zhu.

Departamento de Cirugía Ortopédica, Hospital Popular de la Nueva Área de Pudong, No. 490 Chuanhuan South Road, Nueva Área de Pudong, Shanghai, 201299, República Popular de China

Shuang Li, Wan-ju Sun, Yi-Chen Zhu, Jian Wang, Kai Li, Ming Ni y Shuai Han

Escuela de Ciencias e Ingeniería de la Salud, Universidad de Ciencia y Tecnología de Shanghai, Shanghai, 200093, China

Zhi-hao Su

Departamento de Cirugía Ortopédica, Hospital Ruijin, Facultad de Medicina de la Universidad Jiao Tong de Shanghai, Shanghai, 200025, China

Jia Min Zhu y Ming Ni

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MN y SH diseñaron el estudio. SL siguió a los pacientes y documentó los datos. ZS, JZ, WS e Y.-CZ analizaron e interpretaron los datos. JW y KL escribieron el manuscrito y MN aprobó la versión final del manuscrito. Todos los autores leyeron y aprobaron el manuscrito final.

Correspondencia a Ming Ni o Shuai Han.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Li, S., Su, Zh., Zhu, Jm. et al. La importancia del espesor de la pared lateral femoral para el tratamiento de fracturas intertrocantéreas: un análisis de elementos finitos. Informe científico 13, 12679 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-39879-9

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Recibido: 30 de octubre de 2022

Aceptado: 01 de agosto de 2023

Publicado: 04 de agosto de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-39879-9

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