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Biodegradierbare Implantate: Osteolysen nach klinischer Anwendung und experimentelle Untersuchungen


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3.1  Einführung biodegradierbare Implantate

Die Verletzung von Bändern, Sehnen und Gelenkkapseln bzw. die Lösung von ihrer knöchernen Insertion sind häufige Verletzungen. Für die Refixierung dieser Strukturen werden biodegradierbare Implantate häufig verwendet. Seit den siebziger Jahren wurden verschiedene Implantate wie Pins, Schrauben, Clips und Platten eingeführt (Abb. 3.1). In den vergangenen Jahren kam es zu einem zunehmenden Einsatz von biodegradierbaren Implantaten in der orthopädischen Chirurgie.

Das erste biodegradierbare Implantat in der Schulterchirurgie wurde von Spier 1993 eingesetzt [199]. Die häufigste Indikation zur Verwendung solcher Implantate ist die Schulterinstabilität. So werden verschiedene Implantate zur Therapie der vorderen glenohumeralen Instabilität oder von SLAP-Läsionen (superior lesion anterior posterior) sowohl in der offenen als auch in der arthroskopischen Chirurgie gebraucht [88,93,94,98,155,163]. Bei diesen Techniken werden beispielsweise das vordere Labrum oder der vordere glenohumeraler Komplex und das knöcherne Glenoid refixiert. Auch in der Chirurgie der Rotatorenmanschette sind verschiedene biodegradierbare Anker im Einsatz [40,62,213].

Das Prinzip biodegradierbarer Implantate besteht darin, eine sichere initiale Refixationsfestigkeit und im Weiteren einen kontinuierlichen Implantatabbau und Ersatz durch das umgebende Gewebe zu ermöglichen. Ein wesentlicher Vorteil biodegradierbarer Implantate ist, dass keine Implantatentfernung erforderlich ist, die MRT-Bildgebung nicht beeinträchtigt wird und die Revisions-Chirurgie problemloser ist.

Im Allgemeinen gelten biodegradierbare Implantate als sicher und effektiv für die Refixation von Weichteilen. Dennoch gibt es verschiedene Implantat-Materialien, für die keine klinischen oder experimentiellen Langzeitdaten bezüglich deren Reaktion auf Weichteile oder Knochen verfügbar sind.


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In den vergangenen Jahren gab es zahlreiche Publikationen über ossäre oder auch artikuläre Weichteilreaktionen auf biodegradierbare Implantate. Daher sollte der klinische Einsatz von diesen Implantaten durch Langzeituntersuchungen kontrolliert werden. Bei der Verwendung eines solchen Implantates ist die Kenntnis der mechanischen Charakteristika sowie der Degradationseingenschaften erforderlich. Ferner ist auf eine einfache und sichere Handhabung und die ausreichende Festigkeit initial und während des Einbauprozesses zu achten, um eine sichere und schnellere Gewebsheilung bis zur vollen Wiederherstellung der Funktion des verletzten Organes zu ermöglichen.

Abb. 3.1
Verschiedene biodegradierbare Implantate.


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3.2  Biodegradierbare Materialien

Biodegradierbare Implantate setzen sich aus unterschiedlichen polymerischen Rohmaterialien zusammen, welche verschiedene Charakteristika haben und Gewebsreaktionen hervorrufen können. Sie unterscheiden sich durch verschiedene Abbauzeiten und durch ihre Biokompatibilität.

Das erste synthetische biodegradierbare Material war die Polyglycolsäure, die in den frühen siebziger Jahren eingeführt wurde, gefolgt von den Poly-(L)-Lactiden 1985. Anfänglich wurden diese biodegradierbaren Implantate in der Mund-Kiefer-Gesichtschirurgie und in der Oralchirurgie eingesetzt [22].

Gegenwärtig setzen sich diese Implantate aus Polyglycoliden (PGA), Poly-(L)-Lactiden (PLLA), Poly-(D,L)-Lactiden (PDLLA), Polymeren der Polyglycolide und Polylactide (PDLLA-Co-PGA) und Polydioxanonen (PDS) zusammen. Diese Substanzen werden häufig verwendet in der Annahme, sie seien sicher und hätten eine geringe Toxizität und geringere Nebenwirkungen [9,10,43,61,94,161,171,173,174,199,228].

Während PGA lediglich in einer Rohform existiert, werden Mischungen aus PLA-Copolymeren wie z.B. das 70/30 PLLA (70% Poly-(L)-Lactid, und 30% Poly-(DL)-Lactid) [35,126] häufig eingesetzt. Ein wichtiger Parameter ist dabei das Molekulargewicht der Polymere, da es die mechanischen Eigenschaften wesentlich beeinflusst und daher bei der Beurteilung beachtet werden muss.

3.2.1 Implantatdegradation

Die Abbaufähigkeit eines biodegradierbaren Implantates ist sein besonderes Merkmal. Mit der Degradierung eines Implantates verändern sich dessen mechanische Eigenschaften. Infolgedessen kommt es im Verlauf einerseits zu einer abnehmenden Belastbarkeit des Implantates und andererseits zu einer zunehmenden Belastung des refixierten Knochens oder Weichteilgewebes. Besonders bei Interferenzschrauben zur Weichteilrefixation sind die Degradierungseigenschaften von Bedeutung, damit das Implantat über eine [Seite 37↓]ausreichende Ermüdungsfestigkeit verfügt. Falls der Abbau zu früh stattfindet, ist eine Einheilung des refixierten Gewebes gefährdet, da z.B. die Schwächung von Gewindegängen als Folge zu zeitiger Degradierung zu einer frühen Lockerung des Implantates führen kann.

Die Kinetik des Abbaus verschiedener Rohmaterialien variiert und ist abhängig von der hydrophilen oder hydrophoben Eigenschaft verschiedener Polymere. Zusätzlich beeinflussen andere Faktoren wie Produktionstechniken, Molekulargewicht, Kristallinität, Größe und Form den Abbau des Implantates. Ferner spielt auch die Lokalisation des Implantates (Anwesenheit von Wasser, Blut oder Enzymen) eine wesentliche Rolle für die Abbaueigenschaften. Auch ist zu beachten, dass Implantate, die unter mechanischer Belastung stehen, schneller degradieren [204]. Dabei können sie unter mechanischer Belastung Risse entwickeln, die die dem Wasser ausgesetzte Gesamtoberfläche vergrössern, was den Abbau beschleunigt.

In verschiedenen Studien wurden die Abbauzeiten bestimmt, wobei zwischen schnell und langsam degradierenden Implantaten unterschieden werden kann. Der Verlust des Materialgewichts von PLA-Implantaten beispielsweise beginnt nicht innerhalb der ersten fünf Wochen nach Inkubation in ungepufferter Kochsalzlösung [114]. Das Suretac-Implantat, aus PGA-Polymer bestehend, welches für die Refixation von Bankart-Läsionen eingesetzt wird, kann als schnell degradierendes Implantat bezeichnet werden. Dieses Implantat beginnt seine Festigkeit nach sechs Wochen zu verlieren und hat sich ca. sechs Monate nach der Implantation komplett aufgelöst [28]. In einer anderen Studie zeigten PGA-Schrauben zwölf Wochen nach der Implantation eine Degradierung der Peripherie um 74% und zu 28% einen Abbau des zentralen Durchmessers. Nach 36 Wochen hatte sich das PGA-Material komplett aufgelöst [18].

Lajtai [106] zeigte, dass eine Interferenzschraube, bestehend aus einem Copolymer (85/15 DL-Lactid und PGA), nach sechs Monaten komplett abgebaut war. Die am häufigsten verwendeten Implantatmaterialien sind PLLA und PDLLA, sogenannte langsam oder intermediär degradierende Polymere. Diese Materialien ermöglichen eine adäquate Fixationsfestigkeit über sechs Monate, was ausreichen dürfte, um eine Einheilung des fixierten Gewebes in den Knochen zu ermöglichen [193,227]. Wünschenswert ist ein kompletter [Seite 38↓]Ersatz des biodegradierbaren Implantates durch das umgebende Gewebe im Verlauf. Ein komplett knöcherner Ersatz von PLLA oder PDLLA zeigt sich innerhalb von zwei bis drei Jahren nach der Implantation [14,162].

3.2.2 Biokompatibilität und Komplikationen

Bei der Verwendung biodegradierbarer Implantate können als Komplikation Fremdkörperreaktionen auftreten. Dabei kann unterschieden werden zwischen knöchernen, extrartikulären und intraartikulären Weichteilreaktionen [225,226].

Knöcherne Reaktionen - Osteolysen

In den achtziger Jahren wurden erstmals Fremdkörperreaktionen an Implantaten zur Frakturbehandlung beschrieben. Bei der Verwendung von PGA zeigte sich eine sterile Sinusformation und ebenso verschiedene Grade der Gewebsreaktionen von leichten osteolytischen Veränderungen bis zu ausgeprägten granulomatös entzündlichen Weichteilreaktionen [18,19,21,41,43,51,54,82,86,148,158,167,174,217].

In der Folge wurden andere biodegradierbare Polymere mit optimierter Biokompatibilität wie z.B. PLLA und PDLLA entwickelt. In Studien mit Interferenzschrauben aus dem Copolymer 85/15 PDLLA [106] zeigte sich lediglich ein geringes Weichteilödem im Bereich des knöchernen Tunnels oder eine vorübergehende Tunnelaufweitung ohne jegliche Symptome und klinische Komplikationen. Hoffmann et al. [82] zeigten, dass leichte osteolytische Veränderungen mit zystischen Erscheinungsformen ohne Einfluss auf die Weichteilrefixation passager auftreten können. In einer anderen Studie zeigte PLLA keinerlei Entzündungsreaktionen im Knochen [9].

Extraartikuläre Weichteilreaktionen

Extraartikuläre Weichteilreaktionen können ebenso auftreten, gefolgt von einer fortschreitenden Entzündungsreaktion bei Verwendung von PGA [32]. Für PLLA-Implantate sind nur milde Weichteilreaktionen beschrieben [20].


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Intraartikuläre Weichteilreaktionen

Bei der Verwendung von degradierbaren Implantaten sind intraartikuläre Weichteilreaktionen von besonderem Interesse, da zahlreiche Implantate intraartikulär zu liegen kommen. In den letzten Jahren wurden zahlreiche Berichte über intraartikuläre Weichteilreaktionen publiziert. Meistens wurde dabei eine nicht spezifische Synovialitis bei Verwendung von biodegradierbaren Implantaten in der Knie- und Schulterchirurgie beschrieben [11,28,43,185,193]. Während osteolytische Reaktionen mehr im mittleren Stadium oder im Endstadium der Implantatdegradierung auftreten, können synoviale Reaktionen bereits zu Beginn der Implantatdegradation auftreten. [208]. So wurden bei vier von 18 Patienten (22%) mit SLAP-Läsionen eine Fremdkörperreaktion nach Verwendung des Suretac-Implantates (PGA-Polymer) beschrieben [28]. In dieser Studie wurde als Folge wegen Schmerzen und Bewegungsverlust zwischen 14 und 84 Tagen postoperativ eine Arthroskopie durchgeführt. Dabei zeigte sich eine ausgeprägte Synovitis mit Gelenkerguss. Die histologische Untersuchung zeigte eine Fremdkörperreaktion bei hypertropher synovialer Membrane, massive Infiltration mit Fremdkörperzellen und Polymere-Partikeln. Die Autoren zogen den Schluss, dass die frühzeitige postoperative Mobilisierung insbesondere bei SLAP-Läsionen und die gleichzeitig beginnende Implantatdegradierung zum frühzeitigen mechanischen Versagen des Implantates zwei Wochen nach Implantation führte. Die freigesetzten Partikel führten zur Fremdkörperreaktion im Glenohumeralgelenk.


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3.3  Osteolyse nach offener Schulterstabilisierung unter Verwendung eines biodegradierbaren Ankers

Im AO-Entwicklungs-Institut (Davos, Schweiz) wurde ein biodegradierbarer Fadenanker entwickelt. Dieser Anker wurde in einer prospektiven Multicenter-Studie von August 1996 bis März 1998 verwendet [142]. In der Studie sollte das klinische und radiologische Ergebnis bei Verwendung dieses Ankers untersucht werden. In die Studie eingeschlossen wurden Indikationen für Stabilisierungsoperationen bei uni- oder multidirektionaler Schulterinstabilität.

Der biodegradierbare Fadenanker (Poly-(L/DL-Lactid) 70:30) wurde in Verbindung mit einem nicht resorbierbaren Fadenmaterial (Ethibond 2-0) implantiert. Die Insertion des Ankers erfolgte im Rahmen einer offenen Operation. Bei der Nachuntersuchung wurde der Constant-Score erhoben und Röntgenbilder im Verlauf angefertigt.

Insgesamt wurden 24 Patienten (15 Männer, 9 Frauen) operiert. Das durchschnittliche Alter der Patienten betrug 39 Jahre (19-77 Jahre). Bei 22 Patienten war die Ursache der Schulterluxation ein Sportunfall. Bei 15 Patienten (62,5%) konnte durchschnittlich 4,3 Monate nach der Operation eine Nachuntersuchung durchgeführt werden. Vier Patienten wollten nicht zur Nachuntersuchung erscheinen, fünf Patienten waren unbekannt verzogen.

Es zeigten sich innerhalb der ersten Tage postoperativ keine Komplikationen. Bei sieben von 15 Patienten zeigten sich nach 16 Wochen knöcherne Läsionen in der radiologischen Kontrolle in der a.p.-Ebene (Abb. 3.2). Diese Alterationen differierten von Patient zu Patient und waren schwierig zu beurteilen. Die Patienten zeigten keine klinischen Symptome wie Schmerzen, Temperaturerhöhung oder Weichteilschwellung. Im weiteren Verlauf wurde eine Zunahme dieser Osteolysen beobachtet. Da eine Materialursache für die [Seite 41↓]Lysen nicht sicher ausgeschlossen werden konnte, wurde die klinische Studie abgebrochen. Bei fünf Patienten wurde eine Folgeuntersuchung nach 26 bis 54 Monaten durchgeführt. Dabei konnte keine Zunahme der Osteolysen festgestellt werden. In keinem der Fälle konnte in der Computer-Tomografie ein Einbruch in die Gelenkfläche nachgewiesen werden. Rezidiv-Luxationen wurden innerhalb des Nachuntersuchungszeitraumes nicht beobachtet.

Die Biokompatibilität des verwendeten Materials wurde nicht als Ursache dieser knöchernen Veränderungen vermutet. Es ist bekannt, dass Osteolysen bei Polylactid-Implantaten in der Schlussphase der Degradierung auftreten [21,82,85]. Ferner findet die komplette Resorption von Poly-Lactiden (L/DL-Lactiden 70/40) 6 bis 24 Monate nach der Implantation statt. Die beobachteten Veränderungen traten jedoch wesentlich früher, nämlich innerhalb von vier Monaten auf. Eine zyklische Belastung wurde als Ursache dieser frühen Lyse vermutet. Auch Kartus et al. [94] berichteten über knöcherne Lyse und vermuteten eine solche Belastung als Ursache.

Um eine materialbedingte Osteolyse sicher auszuschließen, wurde eine tierexperimentelle Studie duchgeführt.


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Abb. 3.2
A:19-jähriger Patient mit rezidivierender Schulterluxation nach offener Bankart-Operation unter Verwendung eines biodegradierbaren Fadenankers (Poly-(L-co-D/L-lactide) 70/30 lactid). B: Zystische Veränderung des Glenoids 17 Wochen postoperativ. Es ist zu keiner Reluxation gekommen.


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3.4  Knöcherne Einheilung von Poly-(L-co-D/L-Lactid) 70/30 und Titan-Fadenankern: tierexperimentelle Untersuchung am Schafsfemur

3.4.1 Einführung

Das Ziel der vorliegenden Studie war die Analyse der frühen Reaktionen des umgebenden Gewebes auf einen amorphen Polylactid [Poly-(L-co-D/L-Lactid) 70/30; PLDLLA]-Anker im Schafsknochen. Um einen mechanischen Einfluss auf die Biodegradierung auszuschließen, wurden die Anker unbelastet im distalen Femur implantiert. Zum Vergleich wurden Titanimplantate mit identischem Design verwendet.

3.4.2 Material und Methode

Die in dieser Studie verwendeten Fadenanker wurden hergestellt zur Fixierung von Weichteilen an den Knochen (Abb. 3.3). Die Länge dieser Implantate betrug 7 mm, der äußere Durchmesser 3,5 mm und der Kerndurchmesser 2,9 mm mit einem transversalen Loch mit einem Durchmesser von 1,1 mm und zwei länglichen Aussparungen für die Fäden (0,7 mm Breit und 0,8 mm Tiefe). Das Rohmaterial war Poly-(L-co-D/L-Lactid) 70/30 (PLDLLA) (Resomer LR 708, Böhringer-Ingelheim, Germany) und wurde in einem Spritzgussverfahren hergestellt (Asama-Plast AG, St. Margareten, Schweiz). Als Vergleichs-Implantate dienten Titanimplantate mit identischen Massen (Abb. 3.3).

Vier Schweizer Bergschafe (mittleres Körpergewicht 61 kg) wurden operiert (entsprechend der Schweizer-Tierversuchsgenehmigung GR 10/1997, [Seite 44↓]Graubünden, Schweiz). In beide Rückläufe der Tiere wurden zwei PLDLLA und zwei Titanimplantate randomisiert implantiert. Dabei wurde das Material in den medialen und lateralen Kondylus implantiert (Abb. 3.4). Daraus ergab sich eine Gesamtmenge von n=8 Proben für jedes Implantatmaterial. Die Implantation erfolgte unter Vollnarkose und sterilen Bedingungen. Nach Präparation des Femurkondylus wurden vorsichtig Löcher unter NaCl-Kühlung bis zu einer Tiefe von 10 mm gebohrt. Es wurden keine Weichteile an dem Anker befestigt.

Prä- und postoperativ sowie alle zwei Wochen wurden radiologische Kontrollen in der a.p. und seitlichen Ebene des distalen Femurs durchgeführt. 20 Wochen nach der Implantation wurden die Tiere euthanasiert und der distale Femur zur radiologischen und histologischen Analyse aufbereitet. Es wurden hochauflösende Röntgen-Bilder angefertigt. Zur histologischen Beurteilung (entkalzifiziert) wurden die Präparate in Ethanol fixiert, in LR-White-Resin eingebettet, mit einer Präzisionssäge (Zeitz, Wetzlar, Deutschland) geschnitten, auf 200 µm geschliffen und mit Giemsa-Eosin gefärbt.

Es erfolgte eine quantitative, mikroradiologische Analyse der Knochenneuformation. Die Tiefe des Einwachsens des spongiösen Knochens in die äußere Aussparung und das Implantatloch wurde bei beiden Materialtypen gemessen. Die histometrischen Messungen wurden bei einer Vergrößerung von 32 durchgeführt (Mikroskop Wild, Heerbrugg, Schweiz). Die Fläche des neu gewachsenen Knochens wurde mit einem Digitalisierbrett (Contron-Elektronik, München, Deutschland) gemessen. Die statistische Analyse dieser Daten erfolgte mittels Fischer-Exakt-Test.


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Abb. 3.3
Fadenanker derselben Dimensionen aus Titan oder Poly-(L-co-D/L-Lactid) 70/30. Gemessen wurde das Einwachsen des Knochens in die Löcher oder die Fadenkanäle des Ankers.

Abb. 3.4
Ort der Implantation waren der mediale oder laterale Femurkondylus am distalen Schaffemur.


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3.4.3  Ergebnisse

Die makroradiologische Analyse zeigte keinerlei Osteolyse beider Materialien während des Untersuchungszeitraumes von 20 Wochen (Abb. 3.5). Radiologisch zeigte sich eine geringe Verdichtung des knöchernen Gewebes, welches direkt an das Material grenzte.

Die mikroradiologische Analyse nicht demineralisierter Schnitte zeigte ebenso keinerlei Anzeichen einer Osteolyse wie Formation röntgendurchlässiger Zonen oder ausgedehnte Flächen mit Howship-Lakunen (als Zeichen einer osteoplastischen Aktivität) für beide Materialien (Abb. 3.6). Eine hohe spongiöse Knochendichte zeigte sich in den Aussparungen des Implantates. Dies war vermehrt bei den biodegradierbaren Implantaten im Vergleich zu den Titan-Implantaten zu beobachten. In den meisten Präparaten mit PLDLLA-Implantaten zeigte sich eine durchgehende knöcherne Brücke durch das transversale Loch des Implantates, während sich bei dem Titan-Implantat nur eine partielle Füllung des Kanales zeigte (Abb. 3.6). Das Einwachsen des spongiösen Knochens in das Implantatloch war damit signifikant höher für die PLDLLA-Implantate [PLDLLA 87% (75-97%) und für Titan 17% (12-36%), p=0,026]. Das Einwachsen von Knochensubstanz konnte bei jedem Implantat beobachtet werden. Für die äußeren Aussparungen zeigten sich statistisch keine signifikanten Unterschiede zwischen PLDLLA (50%) und Titan (67%, p= 0,67).

Die histologische Analyse zeigte ebenso einen guten Einbau beider Materialien in die umgebende Spongiosa ([LINK to link] ). Es konnten keine osteolytischen Veränderungen um die Implantate beobachtet werden. An der Gewebe/Implantat-Grenzschicht bildete sich eine Schicht von fünf bis sechs Zellen, welche eine dünne fibröse Kapsel formten. Akute oder chronisch entzündliche Gewebereaktionen mit Bildung von Makrophagen- oder Fremdkörperzellen konnten nicht nachgewiesen werden.


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Abb. 3.5
Seitliches Röntgenbild des distalen Femurs mit den A: Bohrlöchern der biodegradierbaren Implantate und den B: Metallimplantaten. Keine Zeichen von Osteolyse um die Implantate.


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Abb. 3.6
Mikroradiografie eines Horizontalschnittes um einen A: PLDLLA- oder B: Titan-Fadenanker 20 Wochen nach Implantation auf Höhe des Fadenloches des Implantates. Keine Zeichen von Osteolyse um das Implantat. Das biodegradierbare Implantat hat sich bei der histologische Präparationstechnik aufgelöst. Das Einwachsen von Knochen in die Aussparungen des Implantates ist beim biodegradierbaren Material wesentlich höher.

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Abb. 3.7
Histologischer Schnitt durch einen A: PLDLLA- oder B: Titan-Fadenanker. Keine Makrophagen oder Fremdkörperzellen als Zeichen einer Fremdkörperreaktion.


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3.4.4  Diskussion

Ziel der Studie war es, die frühe Reaktion knöchernen Gewebes auf einen amorphen stereocopolymeren PLDLLA-Fadenanker im Vergleich zum Titan-Anker in einer mechanisch unbelasteten Situation zu untersuchen. Dabei zeigten sich innerhalb von 20 Wochen keine osteolytischen Reaktionen für das biodegradierbare Material und den Titan-Anker. Vielmehr bildete sich spongiöser Knochen um die Implantate und die Implantatausfüllungen mit vollem Kontakt zwischen Knochen und beiden Materialien.

Mögliche frühe osteolytische Veränderungen von Polylactid-Ankern, wie in der vorgestellten klinischen Studie, sind am ehesten auf mechanische Irritationen wie zyklische Belastung zurückzuführen. Diese können z.B. bei der Refixation eines abgerissenen Kapsel-Labrum-Komplexes oder in der Chirurgie der Rotatorenmanschetten auftreten.

Implantatbedingte ossäre Reaktionen in der Frühphase müssen vor dem klinischen Einsatz ausgeschlossen werden [10,226]. Das hier verwendete Polylactid-Material wurde in einer tierexperimentiellen Studien diesbezüglich getestet [126]. Es wurde die Langzeitreaktion auf Polylactid-Material untersucht und rein kortikaler diaphysärer Knochen als Implantationsort verwendet [9,126]. Osteolytische Reaktionen, welche innerhalb von einigen Wochen nach der Implantation auftreten, verhindern eine sichere Einheilung der Weichteile in den Knochen, welche normalerweise zwölf Wochen in Anspruch nimmt [201]. Aus diesem Grund wurde in der vorliegenden Studie ein Beobachtungszeitraum von 20 Wochen gewählt, um frühe Reaktionen anstelle später Reaktionen zu untersuchen. Für das in dieser Studie verwendete PLDLLA-Material wäre eine osteolytische Reaktion am ehesten neun Monate nach Implantation zu erwarten, und zwar zu einem Zeitpunkt, wo eine Einheilung des Weichteilgewebes bereits stattgefunden hat [77,125,228].

In einem einzigen Präparat zeigte sich eine leicht erhöhte Röntgendurchlässigkeit bei einem biodegradierbaren Implantat, welche bereits unmittelbar nach der Operation sichtbar und im weiteren Verlauf von 20 [Seite 51↓]Wochen unverändert war. Als Ursache für diese vermehrte Röntgendurchlässigkeit wurde ein durch den Bohrvorgang ausgeweitetes Bohrloch vermutet [94].

In dieser Studie zeigte sich ein quantitativ höheres osteoinduktives Potential des PLDLLA im Vergleich zum Titan. Ähnliche Beobachtungen wurden bereits mit Pins und Schrauben aus Poly-L-Lactid bei der Fixierung von Frakturen gemacht. Diese Beobachtungen belegen, dass die Osteokonduktivität von Polylactid-Implantaten in der Frühphase höher ist als die von metallenen Implantaten [148]. Darüber hinaus wurde ein Vergleich zwischen biodegradierbaren Implantaten und Metallimplantaten durchgeführt. Viljanen [218] verglich Polylevo-Lactid-Schrauben mit Stahlschrauben im distalen Femur des Kaninchens und konnte eine höhere Induktion von spongiösem Wachstum innerhalb von 48 Wochen nach Implantation nachweisen. Andere Autoren berichteten über ähnliche Reaktionen auf implantierte Polylevo-Lactide und Metallimplantate innerhalb von drei Monaten. Jedoch wurden diese Studien an rein kortikalem Knochen durchgeführt und keine quantitativen Messungen vorgenommen [216]. Für Polylactide wurden bisher keine Osteolysen in Langzeittests nachgewiesen [41,82,85,126].

Zusätzlich zu materialbedingten Ursachen müssen Veränderungen des Implantates als Folge von Produktionsmechanismen und der Sterilisation der Implantate, der zusätzlichen Verwendung von Fadenmaterialien, der Schädigung des Knochens durch den Bohrvorgang, der Fehlplatzierung des Implantates oder durch die falsche Indikation mit Überbelastung als Ursachen für Osteolysen in Betracht gezogen werden.


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11.03.2005