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3  Diskussion

Die Halswirbelsäule des Schafes wird häufig als Tiermodell der humanen Halswirbelsäule verwendet, obwohl nur wenige vergleichende quantitative Daten existieren [201,202]. Trotz eindeutiger anatomischer Unterschiede zwischen der humanen Halswirbelsäule und der Schafshalswirbelsäule, konnte in diesen Untersuchungen [92] erstmalig eine gute Analogie zwischen den beiden Spezies hinsichtlich der Bandscheibenraumhöhe, funktionsradiologischer Parameter, der Knochendichte und den biomechanischen Parametern Steifigkeit, Bewegungsumfang, neutrale und elastische Zone nachgewiesen werden. Auf der Basis dieser Ergebnisse sind besonders die tierexperimentellen Daten für die funktionsradiologischen Untersuchungen, die Implantatsinterung, die entscheidend von der Knochendichte der angrenzenden Wirbelkörper abhängt, und die biomechanischen Parameter gut auf die humane Situation übertragbar. Speziell die Übereinstimmungen zwischen den Spezies für das Bewegungssegmente C3/4 machte die Evaluation dieses Bewegungssegmentes für die weiteren Untersuchungen sinnvoll.
Ein Beobachtungszeitraum von 12 Wochen wurde in diesen Untersuchungen gewählt, da zu diesem Zeitpunkt die Spondylodese im Schaf weit fortgeschritten, jedoch noch nicht vollständig ist [39,163]. Daher sind in dieser frühen Phase der Spondylodese besonders gut radiologische, biomechanische und histologische Unterschiede im Einheilungsverhalten der Implantate zu demonstrieren [39].

3.1 Einfluss des Cagedesigns auf die intervertebrale Spondylodese

3.1.1 Zusammenhang zwischen Primär- und Sekundärstabilität von Cages

Die Primärstabilität eines Spongiosa-augmentierten Cages resultiert fast ausschließlich aus den mechanischen Eigenschaften des Cages [87,93]. Erst sekundär, durch die Ausbildung der intervertebralen Knochenmatrix, trägt die inkorporierte Spongiosa zur Gesamtstabilität des Cage-Spongiosa-Komplexes im Intervertebralraum bei [200]. Die in dieser Untersuchung durchgeführte biomechanische in vitro Studie [93] zeigte erstmalig designabhängige Unterschiede in der Primärstabilität der Cagegruppen. So konnte gezeigt werden, dass die Primärstabilität von Box- und Zylinderdesign Cages signifikant größer war, als die


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von Schraubendesign-Cages. Die signifikant größte Steifigkeit in allen Bewegungsrichtungen wies der Syncage-C (Boxdesign) auf. Im Gegensatz dazu zeigte der Harmscage (Zylinderdesign) eine signifikant geringere Primärstabilität. Für den Syncage-C konnte in vitro eine signifikant höhere Primärstabilität als für den trikortikalen Beckenkammspan nachgewiesen werden, während für den Harmscage ähnliche Primärstabilitätswerte evaluiert wurden.

Diese biomechanischen in vitro Ergebnisse der Cage Evaluation [93] stehen jedoch in eindeutigem Gegensatz zu den in vivo Ergebnissen dieser Untersuchung [96]. Während der Beckenkammspan und der Harmscage die in vitro Steifigkeit in vivo signifikant steigern konnten, bestand zwischen in vitro und in vivo Steifigkeit des Syncage-C kein signifikanter Unterschied. Diese Ergebnisse stehen auch im Gegensatz zu bisherigen Postulaten, nach denen eine hohe Primärstabilität auch zu einer hohen Sekundärstabilität während der Einheilung der Implantate führt [[],87,102,117,136,153,186,198]. Die deutlichen Unterschiede zwischen den biomechanischen in vitro und in vivo Ergebnissen dieser Studie weisen vielmehr darauf hin, dass offensichtlich „biologisch-mechanische Qualitäten“ eines Cages existieren, die einen entscheidenden Einfluss auf die Sekundärstabilität haben und die durch reine biomechanische in vitro Tests, mit offensichtlich nur begrenzter Aussagekraft, bisher nicht zu determinieren sind.

3.1.2 Zusammenhang zwischen Auflagefläche und Sinterung von Cages

Zahlreiche klinische Studien konnten bei der intervertebralen Fusion mit autologem trikortikalen Beckenkammspanimplantaten eine signifikante Reduktion der Bandscheibenraumhöhe und eine Kyphosierung des Bewegungssegmentes im postoperativen Verlauf nachweisen [44,60,109,165]. Diese klinischen Beobachtungen konnten über einen Zeitraum von 12 Wochen auch in den vorliegenden tierexperimentellen Untersuchungen bestätigt werden.
Im Gegensatz dazu wurden intervertebrale Cages mit der Zielsetzung entwickelt, die Höhe des Intervertebralraums und die Lordose des Bewegungssegmentes während der knöchernen Fusion zu erhalten [200]. Jedoch liegt bisher zu diesem Themenkomplex nur eine tierexperimentelle in vivo Untersuchung vor. Sandhu [165] konnte in einem Wirbelsäulenfusionsmodell am Schaf nachweisen, dass Schraubendesign-Cages in der Lage sind, die postoperativ erzielte Distraktion und [Seite 117↓]Lordose besser zu erhalten als ein autologes trikortikales Beckenkammspanimplantat. Experimentelle Untersuchungen zu den in dieser Studie verwendeten Cagedesigns (Harmscage = Zylinderdesign; Syncage-C = Boxdesign) hinsichtlich deren Sinterungsverhalten wurden bisher nicht durchgeführt. Die Daten dieser Untersuchung zeigen, dass beide Cages und der trikortikale Beckenkammspan in der Lage waren, postoperativ eine Distraktion und Lordosierung des Bewegungssegmentes in gleichem Ausmaß zu erzielen. Jedoch kam es in allen Gruppen während der 12-wöchigen Nachbeobachtungszeit zu einer signifikanten Sinterung der Implantate, die dazu führte, dass die präoperative Bandscheibenraumhöhe deutlich unterschritten wurde. Zusätzlich zeigte sich in allen Gruppen eine Re-Kyphosierung des Bewegungssegmentes. Während die Reduktion der Bandscheibenraumhöhe und der Verlust der Lordose in beiden Cage-Gruppen Folge eines Einsinken des Cages in die benachbarten Endplatten war, resultierte die Sinterung und Re-Kyphosierung in der Beckenkammspan-Gruppe aus einem Kollaps des Implantats. Im Vergleich zum Beckenkammspan waren beide Cages jedoch in der Lage im 12 Wochen Verlauf die Bandscheibenraumhöhe und die Lordose signifikant besser zu erhalten. Obwohl der Syncage-C zum 2 Wochen Zeitpunkt eine geringere Sinterung und Re-Kyphosierung aufwies als der Harmscage, konnten im weiteren zeitlichen Verlauf keine Unterschiede zwischen den Cagedesigns bestimmt werden. Gemäß der häufig geäußerten Hypothese - je größer die Auflagefläche des Cages, desto geringer die Sinterung des Cages [51,79,165] – hätte jedoch der Syncage-C, dessen Auflagefläche mehr als doppelt so groß ist wie die des Harmscages [96], ein geringeres Sinterungsverhalten aufweisen müssen. Daher ist die oben genante Hypothese zu verwerfen. Die Auflagefläche eines Cages beeinflusst die Sinterung der Implantate nur geringfügig in der direkten postoperativen Phase, ohne jedoch einen Effekt auf den Endzustand des Sinterungsvorgangs (in dieser Studie 12 Wochen) zu haben.

3.1.3 Zusammenhang zwischen Design und Einheilungsverhalten von Cages

Zum Einheilungsverhalten der hier untersuchten Cagedesigns liegen bisher keine tierexperimentellen Studien vor. Jedoch wurden Schraubendesign-Cages intensiv in vivo untersucht [11,39,70,208]. So konnten mehrere Autoren ein ausreichendes Einheilen von Spongiosa-gefüllten schraubendesignartigen Cages in zahlreichen Tiermodellen [Seite 118↓]histologisch nachweisen [11,39,70,165,208].

Die histomorphometrische Analyse in dieser Studie 12 Wochen postoperativ zeigte eine signifikant höhere intervertebrale Knochen-/Gesamtvolumen Relation in der Harmscage-Gruppe als in der Beckenkammspan-Gruppe [98]. Dabei ist die ungünstige Knochen-/Gesamtvolumen-Relation des Knochenspanimplantats vorrangig auf dessen mechanisch induzierte Fragmentierung zurückzuführen. Kein Unterschied in der Knochen-/Gesamtvolumen-Relation konnte zwischen dem Syncage-C und dem Beckenkammspanimplantat evaluiert werden. Beim Vergleich beider Cage-Gruppen, die mit der selben Menge Spongiosa gefüllt wurden, zeigte sich auch kein Unterschied in der Konfiguration der Knochen/Implantat-Grenzfläche. Der Harmscage wies jedoch eine signifikant höhere intervertebrale Knochen-/Gesamtvolumen Relation auf als der Syncage-C, was einem akzelerierten Einheilungsverhalten des Harmscages entspricht [208].
Cages wurden unter der Vorstellung entwickelt, dass eine mechanische Protektion des inkorporierten autologen Knochenmaterials eine Einheilung des Implantats fördert [[],102,117]. Dabei wurde behauptet, dass ausschließlich die mechanische Stabilität und weniger das Design eines Cages von Bedeutung ist [95,136,186]. Kanayama [87] konnte jedoch in einer in vitro Untersuchung zeigen, dass das Cagedesign einen signifikanten Einfluss auf die Drucke hat, die innerhalb eines Cages auf die inkorporierte Spongiosa wirken. Er demonstrierte, dass die Größe der maximalen Pore eines Cages entscheidend für die Reduktion der Stress-Protektion der inkorporierten Spongiosa ist. Dabei formulierte er folgende, auf dem Wolf´schen Gesetz basierende Hypothese: „Je größer die maximale Pore in der Auflagefläche eines Cages, desto geringer das „stress shielding“ auf die inkorporierte Spongiosa und desto günstiger das Einheilungsverhalten des Cages“ [87]. Eine weitere Hypothese wurde erstmalig im Rahmen dieser Untersuchungen entworfen [93]: Der Cage und die inkorporierte Spongiosa konkurrieren um das Volumen des Intervertebralraums. Je mehr Spongiosa im Intervertebralraum inkorporiert werden kann, desto wahrscheinlicher kommt es zur knöchernen Einheilung des Implantats [200]. Demzufolge müsste der Cage, der bei geringstem Volumen die größten Primärstabilitätswerte aufweist, ein optimiertes Milieu für die Einheilung des Implantats erreichen. Daher wurde die sogenannte Volumen-bezogene-Steifigkeit definiert, die die Primärstabilität des Cages in Relation zu dessen Volumen beschreibt. Diese Hypothesen zur Volumen-bezogenen-Steifigkeit und zum „stress [Seite 119↓]shielding“ können die oben genanten Unterschiede in der intervertebralen Knochen-/Gesamtvolumen Relation beider Cages erklären. Der Harmscage besitzt eine höhere Volumen-bezogene-Steifigkeit und eine ca. doppelt so große maximale Pore und demzufolge einen deutlich höheren Intra-Cage-Kompressions-Druck als der Syncage-C. Daher ist das „stress shielding“ der inkorporierten Spongiosa im Harmscage deutlich reduziert. Diese Hypothesen erklären auch die histomorphologisch evaluierte höhere Osteoklastenaktivität innerhalb des Syncage-C. Durch die geringere Volumen-bezogene-Steifigkeit des Implantats und die mechanische Stress-Protektion der Spongiosa innerhalb des Syncage-C wird die nicht druckbelastete Spongiosa abgebaut. Demzufolge muß konstatiert werden, dass das "stress shielding" innerhalb eines Cages und die Volumen-bezogene-Steifigkeit eines Cages, im Vergleich zu anderen Parametern, eine dominierende Rolle für das Einheilungsverhalten eines Cages haben.

3.2 Einfluss des Carrier-Systems auf die intervertebrale Spondylodese

Die optimale Methode zur lokalen Applikation von Wachstumsfaktoren in der Wirbelsäulenchirurgie wird immer noch kontrovers diskutiert. Derzeit befinden sich vorwiegend Kollagenschwämme in experimenteller und zum Teil auch klinischer Anwendung [11,12,13,14,53,70,84,127,131,163,164,208,210]. Jedoch ist die Sicherheit und die Freisetzungskinetik dieser Carrier fragwürdig [127,180,184]. So wurden eine schnelle und unkontrollierte Freisetzung von Wachstumsfaktoren aus dem Kollagen-Carrier [127], Probleme bei der intraoperativen Platzierung [5,81,106,133], schlechte Kompressionseigenschaften [127] sowie eine fragliche Sicherheit des aus bovinem Material bestehendem Carriers hinsichtlich der Auslösung allergischer Reaktionen und der Übertragung von Infektionskrankheiten beschrieben [184].

Ein ideales Carrier-System sollte kontrolliert applizierbar sein und vor allem eine kontinuierliche, definierte und lokale Applikation von Wachstumsfaktoren gewährleisten und dabei ohne Nebenwirkungen vollständig resorbierbar sein [16,58,59,80]. Speziell die kontinuierliche Applikation der Wachstumsfaktoren ist dabei von entscheidender Bedeutung, da die Halbwertszeit der Wachstumsfaktoren im Minutenbereich liegt. Vor kurzem wurde eine biodegradierbare Poly-(D,L-laktid)-(PDLLA) Beschichtung zur Applikation bioaktiver Substanzen vorgestellt, die diese Anforderungen erfüllen könnte [73,171]. Dieses Beschichtungssystem ist mechanisch [Seite 120↓]stabil, vollständig degradierbar, erlaubt die lokale und kontinuierliche Freisetzung von Wachstumsfaktoren und ermöglicht die Beschichtung etablierter Wirbelsäulenimplantate mit bioaktiven Substanzen [172]. Ziel dieser Untersuchung war es unter anderem, die Wertigkeit dieses Carriers bei intervertebraler Applikation zu überprüfen.

Derzeit sind Poly-Laktidsäuren (PLA) und Poly-Glykolidsäuren (PGA) und deren Kopolymere als biodegradierbare Implantate und Carrier-Systeme etabliert [41,42,53,82,107,114,161,163]. In vorangegangenen Untersuchungen, besonders bei Verwendung von Poly-Laktidsäuren und Poly-Glykolidsäuren [53,109,132,187] konnte gezeigt werden, dass Degradationsprodukte von Polymeren zur Alteration der biologischen Umgebungsbedingungen führen können [80,114,128]. Speziell die Ausbildung von Osteolysen wurde beschrieben [53]. Um den Effekt der PDLLA Beschichtung auf die intervertebrale Fusion zu dokumentieren, wurden in dieser Untersuchung beschichtete und unbeschichtete Cages verglichen. Die Untersuchung der Laborparameter, des Körpergewichts und der Körpertemperatur zeigte keinen Unterschied zwischen den beiden Gruppen. Die histologische Evaluation konnte keine Osteolysen oder Entzündungsreaktionen in der PDLLA-Gruppe nachweisen. Auch die Anzahl der Makrophagen bzw. Fremdkörperriesenzellen in der histomorphologischen Untersuchung war in beiden Gruppen gleich. In vorangegangenen Untersuchungen [172] konnte jedoch darüber hinaus ein signifikant positiver Effekt der PDLLA-Beschichtung auf die Ausbildung der Knochenmatrix gezeigt werden. Im Vergleich zu den unbeschichteten Cages zeigten die PDLLA-beschichteten Cages eine signifikant höhere Knochendichte des Kallus und ein signifikant höheres Knochenvolumen/Gesamtvolumen-Verhältnis. Des weiteren konnten für die PDLLA- beschichteten Cages geringgradig bessere Werte für die Funktions-Röntgenuntersuchung, den Mineralsalzgehalt, das Kallusvolumen und die biomechanischen Parameter erhoben werden. Zusammenfassend läßt sich demzufolge festhalten, dass keine negativen Effekte auf die intervertebrale Fusion von der PDLLA-Beschichtung ausgehen, jedoch die positiven Ergebnisse früherer Untersuchungen nur tendenziell nachweisbar waren [171,172]. Die Ursache für die gering positiven Effekte der PDLLA-Beschichtung ist unklar, jedoch ist eine inflammatorische Reaktion im Rahmen der Degradation des PDLLA wahrscheinlich [171].

Darüber hinaus war es ein Ziel dieser Untersuchungen, erstmalig die Effektivität des [Seite 121↓]PDLLA-Carriers im Vergleich zum Kollagen-Carrier zu evaluieren. Hierzu wurden beide Carrier-Systeme, versetzt mit analogen Mengen BMP-2, verglichen. Diese Untersuchungen ergänzen diesbezüglich vorangegangene Studien. Fischgrund [53] konnte z. B. keinen Unterschied zwischen Kollagenschwamm-Carriern und PGA nachweisen. Jedoch erzielten Zegzula [210] und Ozuna [141] bei Verwendung eines Poly-(D,L-laktide-coglykolide) (PLA/PGA)-Carriers in einem intertransversalen Wirbelsäulenfusionsmodell bessere Ergebnisse als bei Verwendung eines Kollagen-Carriers. Im Vergleich zur BMP-2 Applikation mittels Kollagen-Carrier zeigte in dieser Untersuchung die BMP-2 Applikation mittels PDLLA-Carrier ein signifikant höheres knöchernes Kallusvolumen und ein signifikant höheres Knochenvolumen / Gesamtvolumen Verhältnis. Auf der Basis der vorliegenden Untersuchungsergebnisse scheint daher die kontinuierliche Freisetzung von Wachstumsfaktoren aus dem PDLLA-Carrier der kurzfristigen Freisetzung aus dem Kollagen-Carrier überlegen.

3.3 Einfluss von Wachstumsfaktoren auf die intervertebrale Spondylodese

In der Wirbelsäulenchirurgie liegt die Zielsetzung der Wachstumsfaktorenapplikation in der Stimulation der intervertebralen Spondylodese [12,163]. Dadurch soll die Fusion beschleunigt, die Pseudarthroserate und Komplikationsrate gesenkt, die Rehabilitation der Patienten forciert und somit die Kosten der Behandlung reduziert werden [14]. Zusätzlich soll durch die Wachstumsfaktorenapplikation die Notwendigkeit zur Entnahme autologen Knochenmaterials und die damit verbundene Entnahmemorbidität vermieden werden [42,53,61]. Die Entnahmemorbidität des autologen Knochenmaterials stellt dabei ein zentrales Problem der Wirbelsäulenchirurgie dar. Erste Versuche durch die Applikation von Wachstumsfaktoren wie BMP-2 und BMP-7 mittels eines Kollagen-Carriers diese Entnahmemorbidität zu eliminieren waren zwar partiell erfolgreich, brachten jedoch andere Probleme mit sich. Neben den oben beschriebenen Problemen mit dem Kollagen-Carrier ist speziell die spinale Applikation der BMPs mit Nachteilen verbunden [81,106,133]. BMP-2 und BMP-7 sind in der Lage, eine de novo Synthese von Knochen in ektopischen Weichteilgewebe sogar in Abwesenheit von Knochenmarkelementen hervorzurufen [5,210]. In früheren Untersuchungen konnte in Folge dessen gezeigt werden, dass BMP-2 induzierte Ossifikationen im Lig. flavum [Seite 122↓]oder im Lig. longitudinale posterior [81,133] zu einer neurologisch wirksamen Myelonkompression führen können. Zusätzlich kommt BMP-2 pathophysiologisch eine entscheidende Bedeutung bei der hereditären OPLL (ossification of the posterior longitudinal ligament) zu, die mit einer Myelopathie einhergeht [81,106]. Daher besteht bei spinaler Applikation von BMPs die potentielle Gefahr durch eine überschießende Knochenneubildung eine Spinalkanalstenose zu induzieren.

Im Gegensatz zu BMP-2 sind IGF-I und TGF-β1 nicht zur de novo Synthese von Knochen in der Lage [118]. Vielmehr liegt die Wirksamkeit dieser Wachstumsfaktoren in der Förderung des spontanen Knochenbildungspotentials [57]. IGF-I und TGF-β1 regulieren dabei teilweise synergistisch eine Vielzahl unterschiedlicher Zellen wie Osteoblasten, Osteoklasten und Chondrozyten, die direkt an der Ossifikation, an der Ausbildung der Knochenmatrix und am Remodeling des Knochens beteiligt sind [147,157]. Eine ektopische Ausbildung von Knochen, zum Beispiel in spinalen Ligamenten, ist aufgrund dieses Wirkungsmechanismus nahezu ausgeschlossen und macht damit die Evaluation dieser Wachstumsfaktorenkombination in einem Wirbelsäulenfusionsmodell interessant.
Die Effektivität einer interkorporellen Spondylodese durch IGF-I und TGF-β1 appliziert mittels eines Poly (D,L-laktid) beschichteten Cage musste an Standard-Therapieverfahren gemessen werden. Als Standard-Therapieverfahren zur ventralen interkorporellen Spondylodese der Halswirbelsäule werden die Stabilisierung mit trikortikalem Beckenkammspan und mittels Spongiosa-augmentierter intervertebraler Cages angesehen. Zusätzlich hat sich die Applikation des Wachstumsfaktors BMP-2 zur Stimulation der intervertebralen Spondylodese als experimenteller Standard etabliert.
Zunächst wurde in einer Dosisfindungsstudie erstmalig die kombinierte Applikation von IGF-I und TGF-β1 mittels PDLLA-beschichtetem Cage evaluiert. Dabei zeigten die mittlere und hohe Dosis von IGF-I und TGF-β1 einen signifikanten osteoinduktiven Effekt. Speziell die mittlere Dosis von 150 µg IGF-I plus 30 µg TGF-β1 wies dabei die größte Effektivität auf, da bei geringeren Dosen der osteoinduktive Effekt ausblieb und bei höheren Dosen keine Steigerung der Knochenmatrixbildung induziert werden konnte. Zusätzlich waren für alle IGF-I und


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TGF-β1 Dosierungen keine unerwünschten Wirkungen auf die Laborparameter, das Körpergewicht oder die Körpertemperatur nachweisbar.

Zahlreiche Untersuchungen haben gezeigt, dass alleine die Dekortikation der Endplatten im Tiermodel eine Spondylodese induzieren kann [164,177]. Um dieses „spontane Fusionspotential“ von der Wirkung der Wachstumsfaktoren abzugrenzen, wurde die „Nur-Cage“-Gruppe den Wachstumsfaktoren-Gruppen gegenübergestellt. Dabei zeigten die Wachstumsfaktoren-Gruppen in allen Bereichen signifikant bessere Fusionsparameter.

Die kombinierte Applikation von IGF-I und TGF-β1 führte außerdem zu einer Beschleunigung der intervertebralen Fusion. Im Vergleich zur „Nur-Cage“-Gruppe zeigten IGF-I und TGF-β1 eine höhere Fusionsrate in den radiologischen Parametern, eine höhere biomechanische Stabilität und eine fortgeschrittene intervertebrale Fusion in den histologischen Untersuchungen. Diese Resultate stehen im Einklang mit früheren tierexperimentellen Untersuchungen, die die Wirksamkeit von IGF-I und TGF-β1 in anderen anatomischen Lokalisationen untersuchten [9,57,78,118,119,134,157,188]. In vorangegangenen Untersuchungen konnten aber bei der systemischen Applikation von IGF-I oder TGF-β1 dosisabhängige Nebenwirkungen beobachtet werden [118,187,204]. Im Einzelnen waren Elektrolytstörungen, Störungen des Glukosestoffwechsels und der Schilddrüsenhormonkonzentrationen nachweisbar [187,204]. In den vorliegenden Untersuchungen konnten diese unerwünschten Wirkungen bisher jedoch nicht nachvollzogen werden. Dieses Ausbleiben unerwünschter Wirkungen läßt sich vorwiegend auf die lokale Applikation der Wachstumsfaktoren durch die PDLLA-Beschichtung der Implantate zurückführen, die eine hohe lokale aber sehr geringe systemische Konzentration der Wachstumsfaktoren gewährleistet [172].

Die Applikation von BMP-2 führte in diesen Untersuchungen konstant zu einer Beschleunigung der intervertebralen Fusion. Im Vergleich zur „Nur-Cage“-Gruppe zeigte sich bei Verwendung von BMP-2 eine höhere Fusionsrate in den radiologischen Parametern, eine höhere biomechanische Stabilität, und eine fortgeschrittene intervertebrale Fusion in den histologischen Untersuchungen. Diese Resultate stehen im Einklang mit früheren Untersuchungen [11,12,13,14,42,53,70,84,127,131,163,164,208,210]. Die meisten dieser Ergebnisse wurden jedoch in dorsalen intertransversalen Fusionsmodellen der Lendenwirbelsäule evaluiert [Seite 124↓][12,42,53,84,127,131,163]. In diesen Fusionsmodellen waren BMP-2 Dosen von bis zu 1500 µg notwendig, um eine Knochenneubildung zu induzieren [12,42,53,84,127,131,163]. Im Vergleich hierzu bietet das verwendete ventrale zervikale Fusionsmodell der Schafswirbelsäule einen verbesserten Zugang zu spongiösem Knochen und osteogenetisch potenten Knochenmarkszellen. In diesen Studien waren demzufolge 10-fach geringere BMP-2 Dosen (150 µg) ausreichend, um einen signifikanten osteoinduktiven Effekt zu erzielen. Die biologisch vorteilhafte Umgebung des interkorporellen Fusionsmodells konnte daher die erforderliche Menge an Wachstumsfaktoren reduzieren und deren Einsatz ökonomisch sinnvoller machen. In jedem Fall ist jedoch darauf hinzuweisen, dass die Wachstumsfaktorendosis an die biologischen Umgebungsbedingungen und den spezifischen Carrier adaptiert werden müssen. Aufgrund der geringen und lokal applizierten BMP-2 Konzentration waren in dieser Untersuchung auch keine systemischen Effekte des Wachstumsfaktors auf die Laborparameter, das Körpergewicht oder die Körpertemperatur nachweisbar.

Beim Vergleich der Wachstumsfaktorengruppen mit den Gruppen, in denen autologes Knochenmaterial verwendet wurde, zeigten sich deutliche Vorteile für die Wachstumsfaktorengruppen. Der wesentlichste Vorteil der Wachstumsfaktoren liegt zunächst darin, dass die Notwendigkeit zur Entnahme autologen Knochenmaterials entfällt, wodurch sich kausal die damit verbundene Entnahmemorbidität eliminieren läßt [11,70]. Im Vergleich zum trikortikalen autologen Beckenkammspan zeigten darüber hinaus alle Wachstumsfaktorengruppen bessere radiologische, biomechanische und histologische Fusionsparameter. Auch im Vergleich zu Cages die mit autologer Beckenkammspongiosa gefüllten waren zeigten die Wachstumsfaktoren BMP-2 und IGF-I/TGF-β1 bessere Ergebnisse hinsichtlich funktionsradiologischer Parameter, Knochendichte, Volumen des neugebildeten Kallus und biomechanischer Stabilität. Zusammenfassend läßt sich demzufolge festhalten, dass sowohl die BMP-2 als auch die IGF-I/TGF-β1 Applikation die Ergebnisse der intervertebralen Fusion mit autologem Knochenmaterial signifikant verbessern kann.

Ein weiteres Ziel dieser Untersuchungen war es, die Wirksamkeit der neuen Wachstumsfaktorenkombination IGF-I und TGF-β1 mit der etablierten Applikation von BMP-2 zu vergleichen. Hierzu wurden äquivalente Dosen von BMP-2 bzw. IGF-


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I/TGF-β1 mit dem PDLLA-Carrier-System appliziert. Derzeit sind die „idealen“ Dosierungen, die eine Spondylodese gewährleisten, für alle Wachstumsfaktoren unbekannt. Einige Untersuchungen in ventralen intervertebralen Fusionsmodellen [12,70,208] konnten zeigen, dass BMP-2 Konzentrationen zwischen 100 und 250 µg gute Fusionsresultate gewährleisten. In anderen Untersuchungen konnte gezeigt werden, dass ein 5:1 Verhältnis von IGF-I zu TGF-β1 am effektivsten war [95,94,97,172] und das eine Dosis von 150 µg IGF-I plus 30 µg TGF-β1 im ventralen intervertebralen Fusionsmodell der Schafhalswirbelsäule am besten zur ventralen intervertebralen Fusion geeignet war [92]. Demzufolge wurden für diesen Vergleich Konzentrationen von 150 µg BMP-2 bzw. 150 µg IGF-I plus 30 µg TGF-β1 gewählt. Bei diesen Konzentrationen konnten nur geringe und inkonstante Unterschiede zwischen den beiden Gruppen determiniert werden. Die BMP-2 Gruppe zeigte dabei eine geringere residuale Beweglichkeit auf den Funktionsröntgenbildern und eine höhere Anzahl von Versuchstieren, bei denen sich nach 9 Wochen Knochenformationen im Intervertebralraum nachweisen ließen. Die vermehrte Bildung neuer Knochenmatrix bei BMP-2 Applikation läßt sich dabei durch die spezifische Fähigkeit von BMP-2 erklären, de novo Knochen zu bilden [5,208]. Im Gegensatz dazu zeigte die IGF-I / TGF-β1-Gruppe eine höhere Knochendichte des Kallus. Auch dies läßt sich durch die spezifische Wirksamkeit von IGF-I und TGF-β1 erklären, die das Knochenremodeling durch die Beeinflussung von Osteoblasten und Osteoklasten modifizierten. Demzufolge kann festgehalten werden, dass nur geringe Unterschiede zwischen dem Fusionspotential der beiden Wachstumsfaktorengruppen in dieser Untersuchung ermittelt werden konnten. Vergleicht man aber den bisherigen experimentellen Standard BMP-2, appliziert mittels Kollagen-Carrier, mit der in dieser Untersuchung etablierten Kombination von IGF-I und TGF-β1, appliziert mittels PDLLA-Carrier, finden sich für letztgenannte Kombination signifikant bessere Fusionsresultate.

3.4 Schlußfolgerung

Ziel dieser Untersuchungen war es, den Einfluss des Cagedesigns, von Carrier-Systemen und Wachstumsfaktoren auf die intervertebrale zervikale Spondylodese am Schafsmodel zu definieren, um somit die Basis für eine optimierte Fusion der Halswirbelsäule zu schaffen.


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In diesen experimentellen Untersuchungen konnte kein direkter Zusammenhang zwischen der Primärstabilität und der Sekundärstabilität von intervertebralen Implantaten nachgewiesen werden. Daher sind rein biomechanische in vitro Untersuchungen nicht dazu geeignet das frühe Einheilungsverhalten eines Cages zu prognostizieren. Offensichtlich bestehen statt dessen „biologisch-mechanische Qualitäten“ intervertebraler Implantate, die im Cagedesign verankert sind und das Einheilungsverhalten definieren. Die Ergebnisse dieser Studien zeigen, dass die Auflagefläche für das Sinterungsverhalten eines Cages in vivo nur von untergeordneter Bedeutung ist. Hingegen stellen Designparameter wie die Größe der maximalen Pore eines Cages, die das „stress shielding“ definiert, und die Volumen-bezogene-Steifigkeit eines Cages eine „biologisch-mechanische Qualität“ dar, die eine positive Korrelation zum Einheilungsverhalten des Implantates in vivo aufweisen. Daher muß ein Umdenken in der präklinischen Evaluation von Cages, weg von rein biomechanischen in vitro Steifigkeits-Tests und hin zu tierexperimentellen in vivo Evaluationen unter Berücksichtigung von „stress-shielding“ und Volumen-bezogener-Steifigkeit gefordert werden.

In der vorliegenden Untersuchung konnte gezeigt werden, dass die biodegradierbare PDLLA-Beschichtung intervertebraler Implantate eine sichere, einfache und effektive Applikation von Wachstumsfaktoren im Intervertebralraum gewährleistet. Darüber hinaus konnte gezeigt werden, dass der PDLLA-Carrier dem Kollagen-Carrier in seiner Effektivität signifikant überlegen ist. Nebenwirkungen der PDLLA-Beschichtung konnten in dieser Untersuchung nicht ermittelt werden.

Die Applikation einer geeigneten Dosis von IGF-I und TGF-β1 mittels PDLLA beschichtetem Cage ist in der Lage, die intervertebrale Spondylodese signifikant zu stimulieren. Des weiteren konnte demonstriert werden, dass die verwendeten Wachstumsfaktoren BMP-2 bzw. IGF-I und TGF-β1 eine signifikante Verbesserung der intervertebralen Fusionsergebnisse im Vergleich zu autologem Knochenmaterial ermöglichen und gleichzeitig die Entnahme dieses Knochenmaterials überflüssig machen. Lokale oder systemische Nebenwirkungen konnten in den bisherigen Untersuchungen für die untersuchten Wachstumsfaktorendosen nicht ermittelt werden. Die in dieser Untersuchung etablierte Applikation von IGF-I und TGF-β1 mittels PDLLA-Carrier zeigte im Vergleich zum bisherigen experimentellen „golden standard“ BMP-2 appliziert mittels Kollagen-Carrier signifikant bessere [Seite 127↓]Fusionsergebnisse. Demzufolge scheint eine weitere Evaluation der kombinierten Applikation von IGF-I und TGF-β1 mittels PDLLA-beschichtetem Cage gerechtfertigt.

3.5 Ausblick

3.5.1 IGF-I und TGF-β1

Alle bisherigen Ergebnisse der in vivo Untersuchungen wurden über einen Zeitraum von 12 Wochen gewonnen. Trotz sehr ermutigender Ergebnisse müssen die positiven Effekte der IGF-I und TGF-β1 Applikation mittels PDLLA-beschichtetem Cage noch in Langzeituntersuchungen bestätigt werden, bevor eine humane Anwendung dieses Verfahrens möglich ist. Zusätzlich muss die Sicherheit der IGF-I und TGF-β1 Applikation mittels PDLLA-beschichtetem Cage noch abschließend belegt werden. Obwohl in den bisherigen Untersuchungen keine negativen Effekte der Wachstumsfaktoren IGF-I und TGF-β1 oder der PDLLA-Beschichtung auf Laborparameter, Körpergewicht und Körpertemperatur nachgewiesen werden konnten, können bei systemisch wirksamen IGF-I und TGF-β1 konzentrationsabhängig unerwünschte Wirkungen auftreten. Bei systemischer Applikation von IGF-I wurden bisher neben Elektrolytverschiebungen auch Veränderungen der Serumkonzentrationen von Insulin und „growth hormon“ (GH) beschrieben. Des weiteren können Hypoglykämie, Konvulsionen, Pseudotumor cerebri, Papillenödem, Facialisparese, Parotisschwellung, Tachykardie, vorübergehend veränderte Leber-Funktions-Tests, Anti-IGF-I-Antikörper, Haarausfall und vermehrt Infektionen des oberen Respirationstraktes auftreten [62,63,195,204]. Zudem beeinflusst IGF-I die Nierenfunktion und ist bei experimentell erzeugtem Diabetes in erhöhten Konzentrationen zu finden [54,55,64,77]. Auch systemisch wirksam werdendes TGF-b1 kann negative Effekte hervorrufen. Die hochdosierte, systemische Applikation von rh-TGF-b1 erzeugt bei Ratten ein Spektrum an Läsionen in zahlreichen Zielgeweben wie Leber, Knochen, Nieren, Herz, Thymus, Pankreas, Magen und Zökum sowie im Bereich der Injektionstellen an Venen und Muskelgewebe [187]. Zusätzlich wirkt systemisch appliziertes TGF-β1 immunsuppressiv [37]. Darüber hinaus könnte die kombinierte, lokale IGF-I und TGF-β1 Applikation noch zur Ausbildung additiver Nebenwirkungen führen, die [Seite 128↓]über das Maß der Nebenwirkungen der Einzelsubstanzen hinausgehen. Um sowohl das Langzeiteinheilungsverhalten, als auch das potentielle Nebenwirkungsprofil der kombinierten, lokalen IGF-I und TGF-β1 Applikation zu evaluieren, werden daher von unseren Arbeitsgruppe derzeit entsprechende Tierversuche am zervikalen Schafsmodell durchgeführt.

3.5.2 Cages

Zunächst haben diese Untersuchungen gezeigt, dass noch ein großer Spielraum für die Optimierung des Implantatdesigns von Cages besteht. Diesbezüglich führt unsere Arbeitsgruppe derzeit weitere biomechanische Untersuchungen durch.

Unabhängig davon weist die Cage-Technologie, trotz der in diesen Untersuchungen dargelegten guten klinischen und biomechanischen Ergebnisse, aber auch Probleme auf. Die gebräuchlichsten intervertebralen Cages, einschließlich der in dieser Versuchsreihe verwendeten Cages, bestehen aus Titan-Legierungen, wodurch sich eine Beurteilung der interkorporellen Fusion im konventionellen Röntgen, CT oder MRT gelegentlich schwierig gestaltet [[],66,111]. Alternative Cagedesigne aus Karbon oder PEEK (Poly-Ether-Ether-Ketone), die eine überlagerungsfreie Bildgebung erlauben, sind metallischen Cages in Hinblick auf deren biomechanische Qualitäten unterlegen Außerdem existieren gegenwärtig noch keine publizierten Langzeitergebnisse intervertebraler Cages, so dass das klinische Schicksal dieser Dauerimplantate derzeit noch unklar ist. Ungeklärt, jedoch unwahrscheinlich, bleibt ebenfalls, ob langfristige toxische Effekte dieser metallischen intervertebralen Dauerimplantate, speziell unter den spezifischen Umgebungsbedingungen der Wirbelsäule, existieren.

Ein möglicher Lösungsansatz für diese Probleme stellt die Entwicklung eines biodegradierbaren intervertebralen Cages dar. Biodegradierbare Cages würden eine ungestörte Bildgebung erlauben und als Folge der Degradation nicht als Dauerimplantate im Intervertebralraum verbleiben. Zusätzlich könnten sie durch die kontinuierliche Degradation ein „stress shielding" der Implantate vermeiden. Verschiedene biodegradierbare Biomaterialien befinden sich bereits in klinischer Anwendung. Poly-(L-lactide) (PLLA), Poly-(D,L-laktide) (PDLLA) und Polyglykolide (PGA) und deren Kopolymere werden als biodegradierbare Implantate bzw. Substanzträger in der Unfallchirurgie und Orthopädie weitverbreitet eingesetzt [41,80,82,114]. Die mechanischen Eigenschaften dieser etablierten biodegradierbaren Biomaterialien werden jedoch häufig als unzureichend für den klinischen Einsatz an der Wirbelsäule erachtet [22 [],66]. Die voranschreitende Entwicklung mechanisch verbesserter [Seite 129↓]biodegradierbarer Composite-Materialien konnte hier jedoch Abhilfe schaffen. So konnte unsere Arbeitsgruppe analoge biomechanische Qualitäten von biodegradierbaren und metallischen Cages nachweisen. Daher werden derzeit von unserer Arbeitsgruppe biodegradierbare Cages biomechanisch und speziell tierexperimentell evaluiert.


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21.01.2004