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4  Grundlagenforschung im Bereich der proximalen Tibia

4.1 Biomechanische Analyse verschiedener Osteosyntheseverfahren

4.1.1  Messung der 3 D-Steifigkeit (von Ilizarov-Composite Fixateur, konventioneller Abstützplatte und LISS).

4.1.1.1 Einführung

Seit Jahrzehnten stellen Nagel, Platte und Fixateur zusammen mit Schrauben die wichtigsten Elemente zur Stabilisierung von dia- und metaphysären Frakturen dar [114]. In den letzten Jahren haben neue und wichtige Entwicklungen stattgefunden, die zusammen mit einem erweiterten Verständnis von Frakturheilung, Biologie, Metallurgie und Mechanik sowie Spezifizierung der Anwendung zu verbesserten Möglichkeiten der Patientenversorgung geführt haben [ 55, 56, 58, 70, 84, 85, 86, 87, 88, 89, 98, 102, 126, 127, 139, 140].

Diese Studie soll Aufschluss über das Steifigkeitsverhalten des neuen winkelstabilen Implantats gegenüber den anderen Osteosyntheseverfahren wie der Abstützplatte und dem Composite Fixateur liefern. Hierbei sollen eventuelle Vorteile und Nachteile im biomechanischen Steifigkeitsverhalten von winkelstabilen Implantaten bei verschiedenen Lastfällen und unter zyklischer Belastung herausgearbeitet werden.

In einer experimentellen Untersuchung wurden die biomechanischen Eigenschaften verschiedener Versorgungskonzepte für Frakturen im Bereich des proximalen Unterschenkels analysiert.

Als zu testende Versorgungsverfahren wurden die im Vorangegangenen dargestellten, in unserer Klinik verwendeten Versorgungsverfahren ausgewählt (Abstützplatte, Ilizarov-Composite Fixateur, LISS). Die klinischen Erfahrungen sollten mit den biomechanischen Eigenschaften unter standardisierten Bedingungen unter Simulation der klinisch relevanten Problemfraktursituation im Bereich des proximalen Unterschenkels in Beziehung gebracht werden.

Die Wertigkeit des neuen winkelstabilen AO-Implantats LISS (AO/Synthes®) wurde für eine Defektsituation mit dem Ilizarov-Composite Fixateur und einer lateral angelegten konventionellen Abstützplatte verglichen. Als zu versorgende Fraktur kam eine extraartikuläre Querfraktur im Übergangsbereich der proximalen Tibia zwischen 1/5 und 2/5 zur Anwendung (AO Klassifikation 41A2.3).


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4.1.1.2  Material und Methode

4.1.1.2.1 Präparate

Über einen Zeitraum von einem Jahr wurden 15 humane proximale Tibiae von 15 Leichen entnommen (8 weiblich, 7 männlich, zwischen 34 und 72 Jahre alt mit einem Durchschnittsalter von 58 Jahren).

Die Präparate wurden dann in mit 0,9% Kochsalzlösung (NaCl) getränkte Kompressen gewickelt und in Gefrierbeuteln vakuumverpackt bei -25°C tiefgefroren. Vor der biomechanischen Testung wurden die Präparate in einem 25°C warmen Wasserbad aufgetaut.

4.1.1.2.2 Bestimmung der Knochendichte

Im Rahmen der quantitativen Computertomographie (QCT, Siemens Somatom plus 4, Fa. Siemens®, Erlangen) wurden axiale 1 mm Schichten angefertigt. Die Knochendichtemessungen wurden mittels eines 6-stufigen Knochendichtephantoms kalibriert und unter Zuhilfenahme spezieller Software bestimmt (Sienet Magic View VA 30A,Fa. Siemens®, Erlangen).

4.1.1.2.3 Einbettung

Die aufgetauten Tibiae wurden mit ihrem Tibiaplateau und mit 2,5 cm des distalen Schaftendes in Beracryl eingebettet. Um eine rotationsstabile Einbettung zu gewährleisten, wurden am proximalen und distalen Ende jeweils zwei 90° angulierte K-Drähte (2,0 mm) eingebracht, die auf die entsprechende Länge der Einbettform gekürzt wurden. Zunächst wurde das Tibiaplateau in die Eingussform eingebracht, achsgerecht ausgerichtet und die Tibia mit Hilfe eines Stativs gehalten. Sodann wurde das Beracryl hinzugefügt und bis zur Aushärtung abgewartet. Ähnlich wurde mit dem Tibiaschaft verfahren. Dieser wurde in der Zwickmaschine spannungsfrei in der unteren Klemme eingebettet.

Die Präparate wurden während der Einbettung fortwährend mit NaCl 0,9% feucht gehalten.


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4.1.1.2.4  Osteosyntheseverfahren

Die Fraktursituation wurde am humanen Präparat simuliert. Hierbei erfolgte eine querverlaufende Osteotomie im Übergangsbereich zwischen 1/5 zum 2/5. Darunter wurde durch Heraussägen eines 1 cm dicken keilförmigen Knochensegmentes eine Defektsituation geschaffen, um eine instabile Fraktursituation mit Trümmerzone zu simulieren. Im Vorfeld wurde bei noch intaktem Knochen die operative Stabilisierung durchgeführt.

Hierbei wurde ein 5-Loch LISS lateral entsprechend der anatomischen Krümmung angebracht. Proximal erfolgte die Implantation von 4 selbstschneidenden und –bohrenden Schrauben, welche gemäß der Verlaufsrichtung des jeweiligen Innengewindes monokortikal appliziert wurden. Distal wurde das LISS mit 3 selbstschneidenen und -bohrenden Schrauben monokortikal am Schaft fixiert. Die simulierte Defektzone blieb unbesetzt. Die Schrauben wurden nach entsprechender Längenmessung monokortikal appliziert und mit dem drehmomentbegrenzten Schraubenschlüssel im Innengewinde verankert. Danach wurde die Defektzone im Übergangsbereich zwischen dem 1/5 zum 2/5 durch Heraussägen eines entsprechenden Knochenblockes simuliert.

Die Anbringung der Tibiakopfabstützplatte erfolgte in ähnlicher Weise. Die 5- Loch AO –Tibiakopfabstützplatte wurde ebenfalls von lateral gemäß der anatomischen Formgebung des Präparates angelegt. Im Bereich des proximalen Fragmentes erfolgte die Implantation von 4 Großfragment-Spongiosaschrauben mit Vollgewinde. Die Schraubenbohrung erfolgte gemäß den anatomischen Richtungsvorgaben des Plattendesigns in leicht divergierender Formation. Nach Längenmessung wurden die Spongiosaschrauben ohne separates Gewindesschneiden bikortikal implantiert. Im distalen Abschnitt erfolgte die Plattenfixierung mit Hilfe von 3 Großfragment-Kortikalisschrauben. Die Bohrung erfolgte zentral im jeweiligen Plattenloch. Nach Längenmessung und Gewindeschneiden wurden die Schrauben bikortikal in adäquater Länge implantiert. Die Defektzone wurde auch hier hinsichtlich der Schraubenbesetzung ausgespart.

In der Ilizarov-Gruppe wurde der in unserer Klinik übliche Ilizarov-Composite Fixateur angewendet. Hierbei wird die Ilizarov-Ringfixation mit der monolateralen Fixation kombiniert. Hierbei kam eine 2-Ringkombination zum Einsatz. Die proximale Frakturregion wurde jeweils von einem Ring proximal und distal überbrückt. Im [Seite 30↓]distalen Abschnitt wurde der distale Ring noch zusätzlich mit einem monolateralen AO-Fixateur im diaphysären Bereich kombiniert. Der proximale Ring wurde jeweils mit 3 Olivendrähten in standardisierter Konstellation besetzt [6]. Die Drahtapplikation erfolgte unter Berücksichtigung der durch die Anatomie in dieser Höhe vorgegebenen „sicheren Zonen“ in entsprechend divergierender Verlaufsrichtung. Bei den Drähten handelte es sich um 1,8 mm Titan-Olivendrähte, die mit 100 Nm gespannt wurde. Zusätzlich wurde am proximalen Ring eine 4,5 AO Schanz-Schraube appliziert, die relativ orthograd zu den Kirschner-Drähten in a.p.-Verlaufsrichtung platziert wurde und mit einer Klemmbacke am proximalen Ring befestigt wurde. Der distale Ring wurde mit 2 Olivendrähten in standardisierter Verlaufsrichtung im Bereich der „sicheren Zonen“ besetzt. Diese wurden dann ebenfalls entsprechend gespannt und am Ring befestigt. Zusätzlich wurde die distale Ringkonstruktion mit einem monolateralen AO-Fixateur kombiniert, wobei 2 x 4,5 mm Schanz-Schrauben bikortikal von anteromedial kommend in die diaphysäre Tibia implantiert wurden. Die monolaterale Fixateurkonstruktion wurde über die übliche Klemmbackenkonstruktion mit dem Ringfixateur verbunden. Danach erfolgte auch bei der Ilizarov-Gruppe das Heraustrennen der Defektzonen, wobei dies hier mit der Gigli-Säge durchgeführt wurde.

Nach Montage von LISS, konventioneller Abstützplatte bzw. des Composite Fixateurs erfolgte die digitale Bilddokumentation sowie eine konventionelle Röntgenaufnahme des fertigen Präparates in 2 Ebenen.

4.1.1.2.5 Instrumentarium und Material für die Einbettung und Osteosynthese

Beracryl –Pulver weiss (W.TROLLER AG, Fulenbach, Schweiz)

Gefrierbeutel (25x32mm, Goldhand VgmbH, Düsseldorf, Deutschland)

K-Draht 1,6 x 150 mm (Synthes, Brüssel, Belgien)

Knochensäge (Aesculap, Deutschland)

Kompressen (Paul Hartmann AG, Heidenheim, Deutschland)

Monomer (W.Troller AG, Fulenbach, Schweiz)

NaCl 0,9% (B.Braun Medical AG, Emmenbrücke, Schweiz)

Op-Instrumentarium (Grundsieb)

Tiefkühler (Siemens AG)


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Vacuumgerät (Krups Vacupack)

Vaseline (Elida Faberge, Hamburg)

5-Loch AO LISS Platte mit 5,0 Schrauben (Synthes, Bochum)

5-Loch AO Großfragment Tibiakopfabstützplatte (Synthes, Bochum) mit

AO Großfragmentschraubensieb (4,5 mm)

180 mm Ilizarov Carbonhalbringe (Smith & Nephew)

Titan-Ilizarov Klemmbacken, Schrauben, Muttern, Unterlegscheiben (Ilizarov Sieb der Fa.Smith & Nephew)

4,5 mm AO-Schanz Schrauben (Fa. Synthes, Bochum)

1,8 mmm Ilizarov-Titan Drähte (Fa. Smith & Nephew)

AO-Bohrer Kleinfragment (2,5mm), Großfragment (3,5mm)

4.1.1.2.6 Versuchsplanung

Die Präparate wurde jeweils randomisiert in 3 Gruppen (LISS, konventionelle AO Tibiakopfabstützplatte, Ilizarov-Composite Fixateur) zu je 5 Präparaten aufgeteilt, wobei die Präparatgruppeneinteilung derart erfolgte, dass keine signifikanten Unterschiede in der Knochenmineraldichte gemäß den Messungen in den voraussgegangenen QCT-Untersuchungen zwischen den jeweiligen Gruppen bestanden.

Die Messungen der Steifigkeit erfolgten in 6 verschiedenen Lastfällen (axiale Kompression und Tosion, mediolaterale freie Biegung, anterior-posteriore Querkraftbiegung, mediolaterale Querkraftbiegung und anterior-posterior freie Biegung). Es wurden jeweils 5 Messzyklen in randomisierter Reihenfolge durchgeführt, wobei die Reihenfolge per Losung vorher festgelegt wurde.

Abb. 11: Schematische Darstellung der biomechanisch getesteten Lastfälle bei einem Frakturmodell stabilisiert mit einem monolateralen Fixateur extern [39]


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4.1.1.2.7  Versuchsaufbau und Versuchsdurchführung

Die Tests wurden an einer computergesteuerten Materialprüfmaschine (Zwick 1456 Zwick GmbH, Ulm, Germany) durchgeführt. Mit der Materialprüfmaschine können Druck-, Zugkräfte und Torsionsmomente erzeugt werden. Zur Messung der Kraftgrößen befinden sich an den Schnittstellen der Traversen Kraftmessdosen mit einem Messbereich bis 20 kN (für Druck- und Zugkräfte) bzw. 100 Nm (für Drehmoment). Die Ansteuerung der Maschine wurde kraftgesteuert programmiert.

Der 3D-Prüfstand wurde zur Testung von langen Röhrenknochen entwickelt und hat die Aufgabe, die von der Zwick-Maschine erzeugten Kräfte für die oben genannten Lastfälle auf das Präparat zu übertragen [39].

Zur Erfassung und Aufzeichnung der Tibiabewegungen wurde das optische Infrarot-3D-Messsystem PC-Reflex Motion Capture System der Firma Qualisis (PCReflex, Fa.Qualisys®, Schweden) verwendet. Wir verwendeten zwei Kameras mit Stativ, drei reflektierende Bodies mit reflektierenden Kugeln, zwei Videoprozessoren und ein PC-System. Das 3D-Messsystem ist in der Lage, die Bewegungen der Tibiafragmente über die Bodies aufzuzeichnen. Die an der Tibia befestigten Bodies werden in ihren Bewegungen durch zwei Infrarot-Videokameras aufgezeichnet. Aus den aufgezeichneten Daten können nun aus aus verschiedenen Winkeln gemessenen 2D-Bildern entsprechende 3D-Koordinaten berechnet werden.

Vor der Durchführung der dreidimensionalen Messungen wurde das Kamerasystem zunächst kalibriert. Hierbei wird die Kalibrierung unter Verwendung von Referenzkoordinaten, dem Kalibrierungsrahmen durchgeführt.

Um eine möglichst hohe Messgenauigkeit zu erzielen und die Messung zu standardisieren, wurde immer die gleiche räumliche Anordnung des Testaufbaus gewählt. Die Kameras wurden in einem Abstand von 160 cm und einer Höhe von 140 cm aufgestellt. Der Winkel zwischen den Kameras betrug 80°, wobei der Schnittpunkt der zusammenlaufenden Winkelschenkel den im Tibiaprüfstand befindlichen Osteosynthesespalt darstellte. So wurden die Kameras in Bezug auf den Lot bildenden Osteosynthesespalt jeweils auf jeder Seite in einem Winkel von 40° positioniert. Die Ausgangsposition der den 3D-Prüfstand tragenden Traverse war immer die vertikale Nullposition.


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Abb. 12.Schematische Darstellung des Versuchsaufbaus und der Kamerapositionen

Das eingebettete Tibiaplateau und der eingebettete Tibiaschaft wurden proximal und distal kraftschlüssig in der Einspannvorrichtung fixiert, in die Prüfmaschine eingesetzt und anschließend kraft- und momentgesteuert belastet. Dabei wurden die erzeugten Axialkräfte, Momente und der Weg kontinuierlich gemessen.

Die Länge des freien Anteils der Tibia vom Tibiaplateau bis zum distalen Schaftende betrug immer 16 cm. Zeitgleich zur mechanischen Belastung wurden die Bewegungen des proximalen und distalen Segmentes mit zwei Infrarot-Kameras aufgenommen. Dafür wurden oberhalb des Frakturspalts ein und unterhalb des Frakturspalts zwei Bodies über K-Drähte mit dem Knochen fixiert. Durch die proximalen und distalen Bodies konnte die Bewegung im Frakturspalt gemessen werden. Mittels des optischen Systems und der darauffolgenden Berechnung konnte die Bewegung im Frakturspalt bei den sechs verschiedenen Lastfällen bestimmt werden.

Mit einem mathematischen Algorithmus wurden aus den erfassten Bodypositionen im Raum die Verschiebungen und Rotationen im Frakturspalt berechnet [37]. Im Anschluss wurden die Belastungen und die berechneten interfragmentären Bewegungen in Matrizenform gebracht. Abschließend wurde die 3D-Steifigkeit gemäß Gleichung (1) (s. Abb.17) bestimmt.


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Abb. 13. Messplatz des biomechanischen Versuchsaufbaus mit eingespanntem Präparat in der Zwick-Maschine und die Rechnereinheit

Abb. 14. Verwendete Infrarotkamera für die Registrierung der Bodybewegung im Raum


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Abb. 15. Präparat mit angelegter Abstützplatte sowie entsprechende Anordnung der Bodies

Abb. 16: Testpräparate mit entsprechender LISS-, Ilizarov-Composite Fixateur- und AO-Abstützplattenmontage und simulierter Defektfraktursituation im Bereich der prox.Tibia


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4.1.1.3  Auswertung

4.1.1.3.1 Steifigkeitsbestimmung

Aufgrund der funktionellen Belastung einer stabilisierten Fraktur kommt es zu 3D- Relativbewegungen zwischen den Knochenfragmenten. Bei einer vordefinierten Belastung wird das Ausmaß dieser interfragmentären Bewegung in erster Linie durch eine mechanische Kenngröße, die Steifigkeit des Stabilisationssystems, bestimmt. Die Steifigkeit definiert den Zusammenhang zwischen der eingeleiteten Belastung und der daraus resultierenden Verschiebung der Fragmente.

Liegt eine rein einachsige Belastung vor, wird die Steifigkeit (2D) als Proportionalitätsfaktor zwischen wirkender Kraft und hevorgerufener Verschiebung definiert. Bei zusammengesetzten Belastungen können sowohl die Kräfte als auch die Verschiebungen jeweils zu einem Vektor zusammengefasst werden. Im Falle eines räumlichen Gebildes mit sechs Freiheitsgraden, wie es jede Osteosynthese darstellt, besteht der Belastungsvektor aus jeweils drei äußeren Kräften (Fx, Fy, Fz) und Momenten (Mx, My und Mz). Entsprechend setzt sich der Verschiebungsvektor aus drei Translationen (δx, δy, δz) und drei Rotationen (γx, γy, γz) zusammen.

Die Steifigkeit (3D) des Systems lässt sich in diesem Fall durch mathematische Verknüpfung beider Vektoren in Form einer Matrizengleichung (s. Abb. 17) bestimmen. Grundvoraussetzung dafür ist jedoch die Annahme eines linear-elastischen Verhaltens der Osteosynthese [37]. Durch Umformung der Gleichung können die 36 unbekannten Komponenten der (6x6)- Steifigkeitsmatrix bestimmt werden. Sie werden mit folgenden Einheiten angegeben: linker oberer Quadrant [N/mm], rechter oberer Quadrant [N/°], linker unterer Quadrant [Nm/mm] und rechter unterer Quadrant [Nm/°]. Die Diagonalwerte der Matrix stellen die Steifigkeiten in den Hauptlastrichtungen dar.


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Abb. 17: Matrizengleichung zur Darstellung der 3D-Steifigkeit

4.1.1.3.2 Festlegung der Lastfälle

Zur Ermittlung der 3D-Steifigkeit der Osteosynthese wurden sechs voneinander unabhängige Lastfälle definiert. In Anlehnung an die Hauptbelastungsrichtungen in vivo wurden sechs Lastfälle definiert: axiale Kompression der Knochenfragmente (Fz), Drehung der Fragmente um ihre Längsachse (Mz), Biegung ohne Querkraft (Mx, My) und Biegung mit Querkraft (Fx, Fy) jeweils in zwei Ebenen (sagittal und frontal).

Die Testauswertung umfasste die Arbeitsschritte von der Erfassung der Messdaten durch das optische System und die Materialprüfmaschine bis zum Erlangen der fertigen Auslenkungsdaten. Im Anschluss an die Rohdatenaufzeichnung durch die zwei Kameras folgte der Vorgang des „Trackings“ und des „Exportierens“ mit Hilfe der Software des optischen Messsystems (Fa. Qualisis®).

Die Zwick-Daten wurden zunächst mit Windows 98 und Microsoft Office 98 (Word Pad und Excel) bearbeitet. Mit Microsoft Excel konnte ein Diagramm erstellt werden, woraus die Messergebnisse direkt abgelesen werden konnten.

4.1.1.3.3 Statistik

Die für die jeweiligen Lastfälle ermittelten Steifigkeiten für die jeweiligen Versorgungen wurden hinsichtlich statistisch signifikanter Unterschiede hin untersucht. Als Test wurde der Mann-Whitney-U-Test als nicht parametrischer Test bei zwei bzw. mehreren unabhängigen Stichproben verwendet (SPSS Vers. 10.0). Gleichzeitig erfolgte aufgrund des Vorhandenseins von 3 Gruppen (Ilizarov, Platte, LISS) die entsprechende Bon Feronie Korrektur.


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4.1.1.4  Ergebnisse

4.1.1.4.1 Lastfall 1: axiale Kompression (300 N Druckbelastung)

Abb. 18: Darstellung der axialen Steifigkeit bei Belastung durch Druck. Hierbei zeigt sich ein signifikanter Steifigkeitsunterschied (**) zwischen dem Ilizarov und der Platte (p= 0,004) bzw. dem LISS (p= 0,003). Zwischen Platte und LISS zeigt sich ein signifikanter Unterschied (*) mit einem p=0,044.

Erwartungsgemäß zeigt sich eine signifikant kleinere Steifigkeit des Ilizarov-Composite Fixateurs in Vergleich zu den beiden anderen Stabilisierungsverfahren (LISS und konv. Abstützplatte). Grund hierfür mag in der „trampolinartigen Konstruktion“ der gespannten Drähte des Ilizarov Fixateurs in der Ringkonstruktion sein. Hinsichtlich der beiden internen Stabilisierungsverfahren zeigt die Abstützplatte tendenziell das stabilere Verhalten, wobei die Unterschiede zum LISS signifikant sind. Dies dürfte aus dem „Fixateur interne-typischen“ Verhalten des LISS heraus resultieren. Hierbei wird, wie oben beschrieben, auf die Plattenreibung des Implantates am Knochen weitgehend verzichtet, die Schraubenverankerung erfolgt winkelstabil über das Innengewinde des Schraubenloches, welches aber immer noch ein kleines restliches Bewegungsspiel aufweist.


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4.1.1.4.2  Lastfall 2: Torsion mit Axialkraft

Abb. 19: Darstellung der Torsionssteifigkeit. Hierbei zeigt sich ein signifikanter Steifigkeitsunterschied (*) zwischen dem Ilizarov und dem LISS (p= 0,046). Zwischen Ilizarov und Platte bzw. zwischen Platte und LISS zeigte sich kein signifikanter Unerschied (p= 0,465 bzw. p= 0,792).

Bei den Torsionsbelastungen unter einem Drehmoment von 5 Nm ergibt sich eine geringe Steifigkeitsüberlegenheit des Ilizarov Fixateurs, wobei hier wesentlich höhere Scherbewegungen auftreten.

Dies ist bei nahezu gleicher Torsionssteifigkeit weder bei der Abstützplatte noch bei dem LISS zu beobachten. Die internen Stabilisierungsverfahren zeigen eine nahezu gleichwertige torsionale Steifigkeit ohne signifikante Unterschiede zwischen dem LISS und der Platte.


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4.1.1.4.3  Lastfall 3: medio-laterale (M-L) freie Biegung mit Axialkraft

Die Belastung erfolgt exzentrisch in M-L freier Biegung unter 20 N axialer Druckkraft.

Abb. 20: Darstellung der mediolateralen Steifigkeit. Hierbei zeigt sich ein signifikanter Steifigkeitsunterschied (**) zwischen dem Ilizarov und dem LISS (p= 0,001). Zwischen Ilizarov und der Platte zeigt sich kein signifikanter Unterschied bei einem p= 0,639. Ebenso besteht kein signifikanter Unterschied zwischen der Platte und der LISS (p= 0,10).

Hier weist der Ilizarov-Composite Fixateur die höchsten Werte in der Steifigkeit auf. Er wird gefolgt von der konventionellen Abstützplatte und dem LISS, das die geringste Steifigkeit zeigt, welches sich auch signifikant gegenüber dem Ilizarov-Composite Fixateur unterscheidet. Die relativ geringe Steifigkeit des LISS lässt sich am ehesten wie folgt erklären: Das LISS stabilisiert als Fixateur interne in dieser Biegungsebene, die nun fast senkrecht zur Implantatauflagefläche und weitgehend parallel zu den winkelstabilen Schrauben verläuft, am geringsten. Hierbei ist die geringste Strecke innerhalb der „ovalären“ Gesamt-Querschnittsfläche des Implantates wirksam, so daß ein relativ geringes Flächenträgheitsmoment in dieser Bewegungsebene resultiert. Zusätzlich verläuft die Biegungsebene relativ parallel zur Verlaufsrichtung der meist latero-medial positionierten Schrauben. Hieraus kann bei einem gewissen Restspiel im Schrauben- bzw. Innengewinde ebenfalls eine verminderte Rigidität in dieser Bewegungsebene resultieren.


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4.1.1.4.4  Lastfall 4: anterior-posteriore Querkraftbiegung (A-P Qu)

Abb. 21: Darstellung der anterior-posterioren Querkraftbiegung. Hierbei zeigt sich ein signifikanter Steifigkeitsunterschied (**) zwischen dem Ilizarov und dem LISS (p= 0,008). Zwischen Ilizarov und der Platte zeigt sich kein signifikanter Unterschied bei einem p= 0,106. Ebenso besteht zeigt sich kein signifikanter Unterschied zwischen der Platte und dem LISS (p= 0,361).

Bei der anterior-posterioren Querkraftbiegung bis zu 4 Nm zeigt sich eine deutliche Steifigkeitsüberlegenheit des LISS als winkelstabiles System, wobei hier der Steifigkeitsunterschied zwischen LISS und Ilizarov signifikant ist. Die relativ hohe Steifigkeit des LISS lässt sich am ehesten wie folgt erklären: bei diesem Lastfall erfolgt die Krafteinwirkung weitgehend parallel zur Hauptauflagefäche des LISS und senkrecht zur Verlaufsrichtung der winkelstabilen Schrauben, so dass eine relativ große Strecke innerhalb des Implantatquerschnittes wirksam wird, woraus ein relativ hohes Flächenträgheitsmoment wirksam wird und eine hohe Steifikeit resultiert. Weiterhin ergibt sich nur eine geringfügige Steifigkeitsüberlegenheit der konventionellen Abstützplatte gegenüber dem Ilizarov-Composite Fixateur.


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4.1.1.4.5  Lastfall 5: medio-laterale Querkraftbiegung (ML Qu)

Abb. 22: Darstellung der medio-lateralen Querkraftbiegung. Hierbei zeigt sich zwischen den Untergruppen jeweils kein signifikanter Unterschied (Ilizarov/Platte p= 0,073, Platte/LISS p= 0,429, Platte/LISS p= 0,295).

Bei einem Drehmoment von bis zu 4 Nm in medio-lateraler Querkraftbiegung zeigt der Ilizarov-Composite Fixateur gegenüber den internen Verfahren die geringere Steifigkeit. Insgesamt finden sich aber bei den verschiedenen Verfahren nur signifikante Unterschiede zwischen der Abstützplatte und dem Ilizarov Fixateur im Steifigkeitsverhalten.


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4.1.1.4.6  Lastfall 6: anterior-posteriore (AP) freie Biegung mit Axialkraft

Die Belastung erfolgt exzentrisch in anterior-posteriorer freier Biegung unter 20 N axialer Druckkraft.

Abb. 23: Darstellung der Steifigkeit für die anterior-posteriore Biegung. Hierbei zeigt sich ein signifikanter Steifigkeitsunterschied (**) zwischen dem Ilizarov und dem LISS (p= 0,001). Zwischen Ilizarov und Platte zeigt sich ein signifikanter Unterschied bei einem p= 0,03. Zwischen Platte und LISS besteht kein signifikanter Unterschied (p= 0,931).

Die Belastung erfolgt in anterior-posteriorer freier Biegung. Das winkelstabile Implantatsystem (LISS) und die Abstützplatte zeigen die höchsten Steifigkeitswerte, wobei zwischen beiden Implantaten keine signifikanten Unterschiede bestehen. Auch hier erfolgt die Krafteinwirkung relativ parallel zur Implantatauflagefläche und senkrecht zur Verlaufsrichtung der Schrauben, so dass eine relativ hohe Steifigkeit resultiert. Zwischen dem Ilizarov Fixateur und den beiden internen Implantaten ergeben sich signifikante Unterschiede.


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4.1.1.5  Zusammenfassende Wertung der biomechanischen Ergebnisse (statische Testung)

Die vorliegenden Ergebnisse weisen darauf hin, dass das winkelstabile LISS kein rigides Implantat im Sinne der bicortical verankerten konventionellen Abstützplatte ist. Vielmehr zeigt es ein Fixateur-spezifisches Steifigkeitsverhalten, indem es bei der axialen und medio-lateralen Belastung geringere Steifigkeiten als die Abstützplatte aufweist. Dies resultiert im wesentlichen aus dem Fixateur interne-Konzept, woraus sich diese verminderte Rigidität ergibt, da die stabilisierenden Plattenreibungskomponenten der konventionellen Plattenosteosynthese fehlen.

Die bei einigen Lastfällen zu verzeichnende geringe Steifigkeit des LISS im Vergleich zur konventionellen Abstützplatte ergibt sich insbesondere dann, wenn die Bewegungsebene relativ parallel zur Verlaufsrichtung der winkelstabilen LISS-Schrauben verläuft. Hieraus kann sich in dieser Bewegungsebene aus dem „Rest-Spiel“ der Schrauben im Innengewinde eine gewisse Instabilität ergeben. Dies scheint insbesondere bei den langen Schrauben der Fall zu sein, wo ein langer Hebelarm in der Gewindeverankerung wirksam ist. Zusätzlich verläuft, insbesondere in der medio-lateralen Belastungsebene, die Bewegungsebene relativ parallel zum kleinsten Durchmesser der LISS-Platte, so dass eine relativ geringe Steifigkeit resultiert. Genau umgekehrt stellt sich das Steifigkeitsverhalten des LISS bei der Testung in der a.p.-Ebene dar. Hier ist die Bewegungsebene relativ senkrecht zur Verlaufsrichtung der winkelstabilen Schrauben und annähernd parallel zum maximalen Durchmesser der LISS-Fixateur interne-Auflagefläche, so dass eine hohe Steifigkeit des Implantates resultiert. Insgesamt ergibt sich aus der biomechanischen Testung eine mögliche klinische Problematik bei der Sicherstellung der Varus-Valgus-Stabilität im Rahmen der Frakturheilung für das LISS. Zur Verhinderung des Abkippens des proximalen Fragmentes in der a.p.-Ebene (Ante- und Retroversion) bietet das LISS dagegen gute biomechanische Voraussetzungen im Steifigkeitsverhalten. Sollte sich die mögliche Problematik in weiteren klinischen Studien bestätigen, wäre eine Änderung des LISS-Designs in Form von weiter divergierend verlaufenden winkelstabilen Schrauben diskutabel. Weiterhin wäre eine Änderung des Designs der Fixateur interne-Auflagefäche durch ein anderes Querschnittsdesign, z.B. vom rein ovalären zu einem „rinnenverstärkten“ ovalären Design mit entsprechend höherem Flächenträgheitsmoment sinnvoll.


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Trotz dieser möglichen Defizite erweist sich das winkelstabile Fixateur interne-System bei den biomechanisch ungünstigen Bewegungen für die Knochenheilung wie der Torsion sowie der a.p.-Querbiegung im Vergleich zum Ilizarov-Composite Fixateur, aber auch z.T. im Vergleich zur konventionellen Abstützplatte als das tendenziell hinsichtlich des Steifigkeitsverhaltens rigidere Implantat. Dies ist um so beeindruckender als die Stabilisierung mit einer monokortikalen Schraubenverankerung erfolgte und nur ein punktueller Knochen-Implantat-Kontakt bestand.

Von besonderem Interesse ist nun auch das Steifigkeitsverhalten von konventioneller Plattenosteosynthese und LISS unter zyklischen Belastungsbedingungen, so dass eine zweite Versuchreihe zur Evaluierung dieses Gesichtspunktes folgte.


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4.1.2  Vergleich zyklische Messung LISS und konventionelle Abstützplatte

4.1.2.1 Material und Methode

4.1.2.1.1 Präparate

In der Versuchsreihe für die zyklische Implantattestung (LISS vs. konventionelle Abstützplatte) wurden drei frisch gefrorene humane paarige Tibiae verwendet.

Durch die Paarigkeit der Präparate sollten die Präparatunterschiede zwischen den beiden Versuchsgruppen maximal minimiert werden. Zusätzlich erfolgte wie bei der vorangegangenen Versuchsreihe eine CT-Untersuchung zur Knochendichtebestimmung, um signifikante Dichteunterschiede auszuschließen. Die Donatoren waren weiblich mit einem Durchschnittsalter von 57,67 +/- 4,6 Jahre.

Entnahme und Bearbeitung der Präparate entsprach dem oben beschriebenen Vorgehen bei der Testung für die 2D- bzw. 3D-Steifigkeit.

4.1.2.1.2 Osteosynthese

Nach nativer Testung der Präparate wurde zunächst das LIS-System bzw. die Abstützplatte an den Präparaten in üblicher Position befestigt. Beim LIS-System wurde eine monokortikale Fixation mit 5,0 mm selbstschneidenden winkelstabilen Schrauben vorgenommen. Die Abstützplatte wurde mit 4,5 mm bzw. 6,5 mm Großfragment-Schrauben bikortikal fixiert. Anschließend wurde ein 1 cm hoher Osteotomiespalt im Übergangsbereich zwischen 1/5 und 2/5 unterhalb des Tibiaplateaus mit Hilfe einer Knochensäge gesetzt. Es folgte umgehend die Testung.

Abb. 24: Standardisierte osteosynthetische Versorgung mit LISS und Tibiakopfabstützplatte im Rahmen der zyklischen Testung primär nach Implantatapplikation


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Abb. 25: Standardisierte osteosynthetische Versorgung mit LISS und Tibiakopfabstützplatte im Rahmen der zyklischen Testung nach Schaffung der standardisierten Defektsituation

4.1.2.1.3 Versuchsplanung für die zyklische Messung

Im Versuch wurden drei frische humane paarige Tibiae verwendet. Die Präparate wurden in zwei Gruppen aufgeteilt. Der Gruppe 1 wurden die rechten, der Gruppe 2 die linken Tibiae zugeteilt, entsprechend bestand jede Gruppe aus drei Präparaten. An den Präparaten der Gruppe 1 wurde das LIS-System, an den Präparaten der Gruppe 2 die Abstützplatte getestet. Zwischen den Gruppen bestand kein signifikanter Unterschied in der Konchenmineraldichte.

Tab. 1: Gruppeneinteilung

Gruppe

Anzahl der Präparate

Osteosynthese

1

3

LISS

2

3

Abstützplatte

   


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4.1.2.1.4  Versuchsaufbau und Versuchsdurchführung

Versuchsaufbau und -durchführung entsprachen im Wesentlichen denen für die Messung der 3D-Steifigkeit der vorangegangenen statischen Versuchsreihe.

Die Präparate wurden auch in dieser Versuchsreihe initial in Kompression, Torsion und freier Biegung nach links zum Osteosynthesespalt hin getestet. Nach Messung dieser drei Lastfälle wurde ein zyklischer Belastungsversuch mit freier Biegung zum Osteosynthesespalt hin mit 1000 Zyklen durchgeführt. Für die ersten drei Lastfälle wurden die Tests jeweils fünf mal in Folge gemessen und später der Mittelwert ermittelt. Der zyklische Belastungsversuch wurde jeweils nur einmal durchgeführt.

Abb. 26: Versuchsaufbau für die zyklische biomechanische Testung


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Tab. 2: Versuchsparameter Kompression (1.Lastfall)

Testgeschwindigkeit

Vorkraft

40 mm/min

10 N

Anzahl der Zyklen

1

oberer Kraftskalenwert

300 N

oberer Wegskalenwert

5 mm

Tab. 3: Versuchsparameter Torsion (2.Lastfall)

Drehgeschwindigkeit

Vorkraft

40 °/min

25 N

Anzahl der Zyklen

1

oberer Umkehrpunkt

25 N

Tab. 4: Versuchsparameter freie Biegung links (3.Lastfall)

Prüfgeschwindigkeit

Anzahl der Zyklen

20 mm/min

1

oberer Kraftskalenwert

30 N

oberer Wegskalenwert

6 mm

Tab. 5: Versuchsparameter zyklischer Belastungversuch freie Biegung links (3.Lastfall/zyklisch)

Prüfgeschwindigkeit

Rücklaufgeschwindigkeit

Anzahl der Zyklen

1000 mm/min

100 mm/min

1000

oberer Umkehrpunkt

5 mm

unterer Umkehrpunkt

obere Kraftgrenze

maximale Längenänderung

0 mm

800 N

20 mm

Die Messergebnisse wurden von der Materialprüfmaschine und dem optischen Messsystem aufgezeichnet, auf Festplatte gespeichert und anschließend ausgewertet.


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4.1.2.1.5  Auswertung

Es wurde die 3D-Bewegung und Steifigkeit für Kompression, Torsion und freie Biegung zum Osteosynthesespalt hin bestimmt. Im anschließenden zyklischen Belastungsversuch mit 1000 Zyklen wurden Mmax (Nm), Load Level (Nm), Load Reduction (%) und Slope (Nm/Zyklus) bestimmt.

3D-Bewegung: Die 3D-Bewegung der Präparate wird als Rotation in (°) bzw. Translation in (mm) gemessen und gibt die Bewegung der Präparate während des Versuchs wieder.

Steifigkeit: Die Steifigkeit wird berechnet aus der aufgewendeten Kraft auf die Präparate während des Versuchs und der dabei entstehenden Bewegung. Sie wird angegeben in N/mm bzw. Nm/°.

Zyklische Testung: Der zyklische Belastungsversuch dient der Bestimmung des Auslockerungsverhaltens der Osteosynthesesysteme über die Zeit.

Mmax: Mmax wird in (Nm) angegeben und gibt das Ausgangsmoment an.

Load Level: Lastniveau wird in (Nm) angegeben und gibt die Höhe der Last bei gegebener Verformung nach 300 Zyklen wieder.

Load Reduction: Die Load Reduction wird in (%) angegeben und gibt den Lastabfall während der ersten 1000 Zyklen wieder.

Slope: Slope wird in (Nm/Zyklus) angegeben und gibt den Lastabfall in den letzten 300 Zyklen wieder.

Die Testauswertung umfasste die Arbeitsschritte von der Erfassung der Messdaten durch das optische System und der Zwick bis zum Erlangen der fertigen Auslenkungsdaten.

Im Anschluss an die Rohdatenaufzeichnung durch die zwei Kameras folgte der Vorgang des „Trackings“ und des „Exportierens“ mit Hilfe der Software der Firma Qualisis aus Schweden. Die nächsten Arbeitsschritte gleichen dem im vorangegangenen Kapitel beschriebenen Vorgehen.


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Abb. 27: Biegemoment (Mont in Nm) über Zyklen

4.1.2.2 Ergebnisse

4.1.2.2.1 3D-Bewegung 1.-3. Lastfall

Die Ergebnisse der 3D-Bewegung sind in den Tabellen 6-7aufgeführt.

Tab. 6: 3D-Bewegung 1. bis 3. Lastfall LISS (*MTW: Mittelwert, SD: Standardabweichung)

Tibia

1.Lastfall (mm)

2.Lastfall (Grad)

3.Lastfall (Grad)

1

0,6

1,6

2,0

3

1,0

2,5

2,0

5

0,7

1,3

1,2

MTW

0,8

1,8

1,7

SD

0,2

0,5

0,4

Tab. 7: 3D-Bewegung 1. bis 3. Lastfall Abstützplatte (*MTW: Mittelwert, SD: Standardabweichung)

Tibia

1.Lastfall (mm)

2.Lastfall (Grad)

3.Lastfall (Grad)

2

0,6

4,6

2,6

4

1,5

3,2

2,1

6

0,6

1,7

1,5

MTW

0,9

3,2

2,1

SD

0,4

1,2

0,5


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Abb. 28: 3D-Bewegung 1. Lastfall (axiale Kompression) LISS/Abstützplatte

Es zeigt sich für den 1. Lastfall (axiale Kompression) eine etwas geringere 3D-Bewegung des LISS im Vergleich zur konventionellen Abstützplatte, wobei die Unterschiede nicht statistisch signifikant sind.

Abb. 29: 3D-Bewegung 2. Lastfall (Torsion) LISS/Abstützplatte

Bei dem 2.Lastfall (Torsion) zeigt sich ein deutlicher Unterschied in der 3D-Bewegung zwischen LISS und konventioneller Abstützplatte, wobei auch hier die Unterschiede aufgrund der geringen Fallzahl statistisch nicht signifkant sind.


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Abb. 30: 3D-Bewegung 3. Lastfall (freie Biegung zum Osteosynthesespalt hin) LISS/Abstützplatte

Bei der 3D-Bewegung des 3. Lastfall (freie Biegung zum Osteosynthesespalt hin) ergibt sich ebenfalls eine etwas geringere 3D-Bewegung des LISS gegenüber der konventionellen Abstützplatte, wobei auch hier der Unterschied nicht statistisch signifikant ist.

Ermittelt man nun die 3D-Steifigkeit so ergibt sich ein ähnliches Verhaltensmuster beider Implantatsysteme.

4.1.2.2.2 3D-Steifigkeit 1.-3. Lastfall

Die Ergebnisse der 3D-Steifigkeit sind in den Tabellen 8-9 aufgeführt.

Tab. 8: Ergebnisse 3D-Steifigkeit (N/mm) 1.-3. Lastfall LISS

Tibia

1.Lastfall

2.Lastfall

3.Lastfall

1

525,9

3,0

1,2

3

299,0

2

1,2

5

426,3

3,9

2,1

MTW

417,1

3

1,5

SD

92,8

0,7

0,4


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Tab. 9: Ergebnisse 3D-Steifigkeit (N/mm) 1.-3. Lastfall Abstützplatte

Tibia

1.Lastfall

2.Lastfall

3.Lastfall

2

517,9

1,1

0,9

4

195,3

1,6

1,2

6

488,6

2,9

1,7

MTW

400,6

1,9

1,3

SD

145,7

0,8

0,3

Abb. 31: Steifigkeit 1. Lastfall (axiale Kompression) LISS/Abstützplatte.

Das LISS zeigt im Mittelwert eine etwas höhere Steifigkeit für den 1. Lastfall (axiale Kompression) bei insgesamt etwas kleinerer Standardabweichung. Insgesammt besteht kein signifikanter Unterschied zwischen LISS und konventioneller Abstützplatte.


[Seite 55↓]

Abb. 32: Steifigkeit 2. Lastfall (Torsion) LISS/Abstützplatte.

Das LISS zeigt hinsichtlich der torsionaler Steifigkeit im Vergleich zur Abstützplatte höhere Werte, wobei aber auch hier keine statistisch signifikanten Unterschiede bestehen.

Abb. 33: Steifigkeit 3. Lastfall (freie Biegung zum Osteosynthesespalt hin) LISS/Abstützplatte.

Auch beim 3. Lastfall (freie Biegung zum Osteosynthesespalt hin) ergibt sich für die 3D-Steifigkeit tendenziell ein ähnliches Verhalten. Auch hier zeigt das LISS eine etwas höhere Steifigkeit als die konventionelle Abstützplatte, wobei die Unterschiede nicht statistisch signfikant erscheinen.


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4.1.2.2.3  Zyklische Testung freie Biegung zum Osteosynthesespalt hin (3.Lastfall)

Die Ergebnisse der zyklischen Testung sind in den Tabellen 10-11aufgeführt.

Tab. 10: Ergebnisse zyklische Belastung (3. Lastfall LISS)

Tibia

Mmax (Nm)

Load Level (Nm)

LoadReduct (%)

Slope (Nm/cycl)

1

2,5

2,3

-3

0,00032

3

2,5

1,9

15

-0,00059

5

3,3

2,8

8

-0,00075

MTW

2,8

2,3

6,7

0,00034

SD

0,4

0,4

7,4

0,00047

Tab. 11: Ergebnisse zyklische Belastung (3. Lastfall Abstützplatte)

Tibia

Mmax (Nm)

Load Level (Nm)

LoadReduct (%)

Slope (Nm/cycl)

2

2,4

1,7

18

0,00021

4

1,9

1,9

2

0,00021

6

1,8

1,8

1

0,0005

MTW

2,0

1,8

7

0,00031

SD

0,3

0,1

7,8

0,00014

Abb. 34: Zyklische Belastung/Mmax (Nm)


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Das Ausgangsmoment (Mmax) war für das LIS-System tendenziell höher als bei der Abstützplatte, was für die hohe Primärverankerungsstabilität des Systems spricht.

Abb. 35: zyklische Belastung/Load Level (Nm).

Auch das Load Level, welches das Lastniveau nach 300 Zyklen wiedergibt, zeigte beim LIS-System ebenfalls tendenziell bessere Ergebnisse, was auf ein geringeres Auslockerungsverhalten des LISS in der post-Primärphase hindeuten könnte.

Abb. 36: zyklische Belastung/Load Reduction (%)

Die Load Reduction gibt den Lastabfall während der 1000 Zyklen wieder. Hier war kein wesentlicher Unterschied zwischen den beiden getesteten Implantaten zu erkennen.


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Abb. 37: zyklische Belastung/Slope (Nm/Zyklus)

Nach 700 Zyklen zeigten beide Implantate im Slope nahezu kein Auslockerungsverhalten, was auf ein geringes Auslockerungsverhalten beider Implantatsysteme in der Spätphase hindeuten könnte.

4.1.2.2.4 3D-Steifigkeit und zyklische Belastung (zyklische Testreihe):

Die gewonnenen Ergebnisse der 3D-Steifigkeitsmessung in diesem Präparatekollektiv bestätigten weitgehend die im statischen Versuch gewonnenen Ergebnisse. Die Steifigkeit des LISS ist in den getesteten Lastfällen der der konventionellen Abstützplatte ebenbürtig und tendenziell sogar überlegen. Wesentliche signifikante Unterschiede zwischen den beiden Implantaten ließen sich aufgrund der kleinen Gruppengröße in dieser Versuchsgruppe nicht herausarbeiten.

Der zyklische Belastungsversuch dient der Bestimmung des Auslockerungslangzeitverhaltens der Osteosynthesesysteme. Diese zyklische Messung ergab hinsichtlich des Vergleiches LISS gegen konventionelle Abstützplatte folgendes:

Das Ausgangsmoment (Mmax) war für das LIS-System tendentiell höher als bei der Abstützplatte. Auch das Load Level, welches das Lastniveau nach 300 Zyklen wiedergibt, zeigte beim LIS-System ebenfalls tendenziell bessere Ergebnisse. Die Load Reduction gibt den Lastabfall während der 1000 Zyklen wieder. Hier war kein wesentlicher Unterschied zwischen den beiden getesteten Implantaten zu erkennen. Nach 700 Zyklen zeigten beide Implantate im Slope nahezu kein Auslockerungsverhalten. Zusammenfassend ist das Auslockerungslangzeitverhalten des [Seite 59↓]LISS dem der Abstützplatte ebenbürtig oder tendenziell in der Primär- und Post-Primärphase sogar überlegen.

Unter Wertung der klinischen und biomechanischen Ergebnisse zeigt das winkelstabile Implantatsystem (LISS) erste positive Ergebnisse im klinischen Einsatz sowie auch gute biomechanische Kenndaten in der mechanischen Testung, insbesondere im Auslockerungsverhalten unter zyklischer Belastung. Marti et al. zeigten in einer biomechanischen Untersuchung des LISS bei der Versorgung für den distalen Femur ähnliche Aspekte [104]. Hierbei zeigte das LISS am distalen Femur eine höhere elastische Deformierbarkeit im Vergleich zu konventionellen Plattensystemen (Kondylenabstützplatte, dynamische Kondylenschraube).

Um eine weitere kritische Analyse und ggf. Verbesserung der vorhandenen Versorgungskonzepte und Implantate durchführen zu können, bedarf es weitergehender Kenntnisse der Knochenstruktur der proximalen Tibia, wobei auch insbesondere die Problemgruppe der älteren Patienten mit osteoporotischen Veränderungen von Interesse ist. Im Folgenden sollen die Ergebnisse der in verschiedenen Versuchsreihen zu unterschiedlichen Aspekten durchgeführten Knochenstrukturanalysen der proximalen Tibia dargestellt werden.


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4.2  Knochenstrukturanalyse

Knochenstrukturanalysen, insbesondere in der Osteoporoseforschung, wurden zumeist von den klassischen Prädilektionsstellen (Wirbelsäule, proximaler Femur und Radius) angefertigt. Bei der proximalen Tibia konzentrieren sich die Studien auf makroskopische Veränderungen oder auf Veränderungen der Kortikalisdicke [68,69,49,170].

Die Zielsetzung dieser Studien bestand primär darin, Informationen über die Knochenstruktur im metaphysären Bereich zu gewinnen und damit indirekt Aussagen hinsichtlich der Verankerung und dem zu erwartenden Auslockerungsverhalten von Knieendoprothesen machen zu können [123].

Eine Knochenstrukturanalyse der proximalen Tibia im Hinblick auf Implantatstabilität und osteoporotische Veränderungen, insbesondere mit Beschreibung verschiedener Regionen, existiert noch nicht, obwohl es sich bei dieser Region um eine der operativen Problemregionen handelt und dies für Fragestellungen der Osteosynthese und Endoprothetik von besonderem Interesse wäre. Zudem existiert noch keine Studie, die das Verteilungsvolumen und -muster der Spongiosa in der gesamten proximalen Tibia genau untersucht und hinsichtlich regionaler, geschlechts- und altersabhängiger Veränderungen analysiert. Denn gerade die osteosynthetische Versorgung von osteoporotischen Knochen stellt für den Chirurgen eine große Herausforderung dar. Das Hauptproblem ist hierbei die sehr viel schlechtere Verankerung jeglichen Implantats im osteoporotischen Knochen [64]. In Studien an Wirbelkörpern, am proximalen Femur und an spongiösen Knochen wurde gezeigt, dass sich die mechanischen Eigenschaften von osteoporotischen und nicht osteoporotischen Knochen unterscheiden [23,31,96,61,117].

Zur Implantatfestigkeit im osteoporotischen Knochen sind bereits zahlreiche biomechanisch-experimentelle, wie auch klinische Studien durchgeführt worden [28,54,66,80,121,151,158]. Zumeist beschäftigten sich diese Arbeiten jedoch mit der Stabilität von Schrauben und Osteosynthesemodifizierungen oder –alternativen in den allgemein bekannten Prädilektionsstellen von Osteoporose beim Menschen: Schenkelhals, Wirbelsäule und Handgelenk.

In der Studie von Ding und Hvid [36] wurde per µpQCT und 2D- und 3D-Analysen das Trabekelvolumen von Tibiaknochen untersucht. Es wurden jedoch nicht verschiedene Regionen im Tibiakopf analysiert. Die Strukturanalyse verschiedener Regionen in der [Seite 61↓]proximalen Tibia ist für den Kliniker jedoch wichtig, um über die Stabilität von Implantatverankerungen in verschiedenen Regionen des Knochens Aussagen machen zu können. Hieraus könnten sich operationstaktische Konsequenzen hinsichtlich der Implantatauswahl, -positionierung und der postoperativen Nachbehandlung ergeben.

Im Folgenden soll eine strukturanalytische Untersuchung verschiedener Regionen der proximalen Tibia mit Hilfe verschiedener Untersuchungsverfahren (konv. Röntgen, DEXA, QCT, Indentationsmessung, histomorphometrische Bildanalyse) durchgeführt werden. Speziell sollen hierbei auch die alters- und osteoporotisch bedingten Strukturveränderungen der Tibia berücksichtigt werden. Zusätzlich sollen sichere Aussagen über die Knochendichte, die Knochenstruktur, und damit über die mechanische Belastbarkeit der proximalen Tibia in den verschiedenen Regionen gewonnen werden.

4.2.1 Radiologische Osteoporosebestimmung/Densitometrie der proximalen Tibia

Osteoporose wird definiert als eine Abnahme der Knochenmasse einhergehend mit strukturell-architektonischen Veränderungen, deren Zusammenwirken eine Minderung von Knochenstabilität und Belastbarkeit und somit den Anstieg der Frakturwahrscheinlichkeit und Häufigkeit bedingt [33,51,73,109,141,44]. In diesem Zusammenhang ist die mit radiologischen Methoden bestimmte Knochenmineraldichte (BMD = bone mineral density) das Leitkriterium zur Abschätzung der Festigkeit des Knochens und somit des Frakturrisikos [51]. Diese Frakturen sollten als Folge des quantitativen und qualitativen Knochenverlusts angesehen werden.

Die Osteodensitometrie ist z.Zt. die einzige nicht-invasive Methode, mit der in vivo die Knochenmasse bestimmt werden kann [44]. Es werden verschiedene Verfahren eingesetzt, wie die quantitative Computertomographie (QCT), die periphere Computertomographie (pQCT), die Ein-Energie-Röntgenabsorptiometrie (SXA: single X-ray absorptiometry), die Zwei-Energie-Röntgenabsorptiometrie (DXA: dual X-ray absorptiometry), der quantitative Ultraschall (qUS) und die quantitative Magnetresonanz-Tomographie (qMR). In unserer Klinik wurden primär QCT- und DEXA-Untersuchungen durchgeführt.

Die radiologischen Verfahren beruhen auf dem Prinzip der Schwächung eines Röntgenstrahls entlang seiner Wegstrecke von der Strahlenquelle zum Detektorsystem [44]. Dabei hängt die Absorption von Röntgenstrahlen von der Qualität des [Seite 62↓]Röntgenstrahls, der Zusammensetzung des untersuchten Gewebes und damit von der Dichte sowie der Dicke des durchstrahlten Gewebes ab. Beim Knochen ist vor allem der Kalziumgehalt für das Ausmaß der Absorption verantwortlich. Der relative Anteil des Kalziums am mineralisierten Knochen bleibt auch im osteoporotisch geschwächten Knochen relativ konstant bei 35 % [73] .

Mit Verminderung der Knochenmasse kommt es zur Veränderung der Knochenstruktur sowohl des trabekulären als auch des kompakten Knochens. Laut Jergas [73] besteht bei der postmenopausalen Osteoporose ein Östrogenmangel mit akzelerierter Resorption vorwiegend des trabekulären Knochens. Frakturen des Unterarms und der Wirbelkörper sind repräsentativ für diesen Typ der Osteoporose. Bei der senilen Osteoporose findet dagegen ein proportionierter Verlust kortikalen sowie trabekulären Knochens statt. Frakturen des proximalen Oberschenkels, des proximalen Humerus, der Tibia und des Beckens treten gehäuft auf.

4.2.1.1 Fragestellung/ Zielsetzung der Studie

Es wird die Hypothese aufgestellt, dass die Knochenfestigkeit zusammen mit der Knochendichte mit dem Alter abnimmt. Es soll analysiert werden, ob sich die Entwicklung der Osteoporose an der proximalen Tibia geschlechts-, alters- und regionenabhängig in Beziehung setzen läßt. Weiterhin soll der Frage nachgegangen werden, ob auch an der proximalen Tibia DEXA und QCT valide Methoden zur Darstellung der Knochendichte sind und inwieweit sie untereinander korrelieren.

Ferner sollte auf diese Weise eine dreidimensionale „Landkarte“ zur Verteilung der Knochendichte und biomechanischen Eigenschaften entwickelt werden. Daraus sollten abschließend Aussagen über Verankerungsmöglichkeiten von unterschiedlichen Osteosyntheseverfahren und Dauerimplantaten im Rahmen des prothetischen Gelenkersatzes gemacht werden. Die radiologischen Verfahren DEXA, konventionelles Röntgen und QCT werden auf ihre Anwendbarkeit und Validität zur Bestimmung der Knochendichte überprüft. Weiterhin wird untersucht, ob zwischen radiologisch gemessener Knochendichte und biomechanisch ermittelter Knochenfestigkeit eine Korrelation besteht. Die sich daraus ergebenden Daten sollen zur Optimierung vorhandener und Entwicklung neuer Versorgungskonzepte im Bereich der proximalen Tibia genutzt werden.


[Seite 63↓]

Als Arbeitshypothesen wurden folgende aufgestellt:

  1. Knochenfestigkeit und -dichte verhalten sich zueinander proportional.
  2. Knochenfestigkeit und -dichte sind alters- und geschlechtsabhängig.
  3. Es gibt eine unterschiedliche Ausprägung des Knochenverlustes bei vorbestehendem, differenten, regionalen Verteilungsmuster.

4.2.1.2 Material und Methode

4.2.1.2.1 Präparate

Insgesamt wurden 40 humane Tibiae für diese Studie analysiert. Zwanzig humane Tibiae wurden direkt post mortem entnommen, freipräpariert und tiefgekühlt gelagert (bei -25°C). Diese Tibiae waren unpaarig und hatten ein Durchschnittsalter von 63,3 Jahren (min.: 31 J. / max.: 85 J.), neun waren männlicher und elf weiblicher Herkunft. Weitere zwanzig humane Tibiae waren formalinkonserviert und formalingelagert. Neun Tibiae waren paarig, zwei unpaarig, sie hatten ein Durchschnittsalter von 77,6 Jahren (min.: 47 J. / max.: 99 J.), neun Donatoren waren weiblich und zwei waren männlich. Diese wurden nach dem Freipräparieren ebenfalls tiefgekühlt gelagert (-25°C). Die formalinkonservierten Präparate wurden nicht für die biomechanische Testung genutzt.

4.2.1.2.2 Versuchsplanung

Alle Knochenpräparate wurden den radiologischen Dichtebestimmungen zugeführt (Röntgen, QCT, DEXA). Für die biomechanischen Messungen wurden nur die zwanzig post mortem entnommenen Tibiapräparate verwendet.

Anhand der paarig entnommenen Tibiae wurde eine Plausibilitätskontrolle der radiologischen sowie histomorphometrischen Untersuchungen vorgenommen. Die Genauigkeit der Messverfahren konnte auf diese Weise überprüft werden.

Sämtliche Messungen und Berechnungen wurden im Forschungslabor der Unfall- und Wiederherstellungschirurgie, Charité, Campus Virchow-Klinikum, Humboldt Universität zu Berlin, sowie in Zusammenarbeit mit der Abteilung für Radiologie, Charité, Campus Virchow-Klinikum, Humboldt Universität zu Berlin, durchgeführt.

Die folgenden Parameter sollten im Rahmen der Studie an den jeweiligen Präparaten bestimmt werden: Als radiogrammetrische Parameter sollten „Combined Cortical Thickness“, „Cortical Index“ und „Cortical Area“ aus dem konventionellen Röntgen [Seite 64↓]berechnet werden. Die „Bone mineral density“ (BMD) wurde standardisiert in den verschiedenen Regionen der proximalen Tibia bestimmt durch QCT und DEXA- Untersuchung der Präparate. Von den selben Regionen wurden standardisiert die biomechanischen Knocheneigenschaften wie Steifigkeit und Festigkeit (Fmax und die Steigung y) mit Hilfe der Indentation Testung der Präparate bestimmt.

4.2.1.2.3 Messmethoden

Festlegung der Regionen im Tibiakopf/ proximale Tibia

Die Distanz zwischen dem Interkondylus und der Tuberositas Tibiae wurde mit Hilfe der CT-Untersuchungen bestimmt. Nach dieser Distanz wurde die proximale Tibia in 3 Schnittebenen mit gleichem Abstand unterteilt (S1, S2, S3). Hierfür erfolgte eine Distanzmessung zwischen der subchondralen Gelenkfläche und dem Ende der Tuberositas Tibiae in der sagittalen Rekonstruktion des CT-scouts. Das Schnittprotokoll ermöglichte eine standardisierte Auswertung der jeweiligen Schnittebenen in den einzelnen Analyseverfahren. Die Schnitte wurden mittels einer Präzisionssäge (Fa. Exact®) durchgeführt. Alle Präparate wurden den radiologischen Messverfahren zugeführt und bezüglich ihrer Knochendichte analysiert. Die 20 frischen Tibiapräparate wurden zusätzlich biomechanisch analysiert.

Abb. 38: Das verwendete Schnittebenenprotokoll für die proximale Tibia.


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Abb. 39: Präparatbearbeitung mit der Exakt Säge.

Das Schnittprotokoll wurde so definiert, dass man von jeder Ebene 2 korrespondierende Knochenscheiben erhält, wobei an einer die Dichtewerte radiologisch per QCT bestimmt wurden und zum anderen an der entsprechend korrespondierenden Scheibe eine biomechanische Analyse mittels Indentation durchführt wurde.

Knochengeometrie mittels konventionellem Röntgen

Die Radiogrammetrie ist ein einfaches Messverfahren zur Bestimmung der kortikalen Dicke. Diese Methode kann bei jedem Röhrenknochen durchgeführt werden. Die Messung wird in der Regel mit einem Lineal bzw. Vergrößerungsglas mit Fadenzähler am Röntgenbild selbst durchgeführt. Das Ergebnis kann als absolute kortikale Dicke oder als Index, bezogen auf die Gesamtdicke des untersuchten Knochens oder seiner angenommenen Querschnittsfläche wiedergegeben werden. In unserer Studie wurde der Index bezogen auf die Gesamtdicke des untersuchten Knochens bestimmt.

Es wurden Aufnahmen der 40 humanen Knochen in zwei senkrecht zueinander stehenden Ebenen (a.p. und seitlich) gemacht. Die Aufnahmen erfolgten auf einem Cronex-Film (35 x 42 cm). Pro Aufnahme wurden zwei Knochen geröntgt (jeweils a.p. oder seitlich). Auf die Filmplatte wurde eine Aluminiumtreppe gelegt. Folgende Parameter wurden eingestellt: 55 kV, 2,5 mAs und 1 m Film-Röhren-Abstand. Die Auswertung der radiogrammetrischen Parameter erfolgt mit Hilfe der a.p.-Aufnahme.Da wir von den Tibiae nur die proximale Hälfte zur Verfügung hatten, wurden die Messungen zur Bestimmung der radiogrammetrischen Parameter nach der von Bloom [Seite 66↓]beschriebenen Methode leicht abgewandelt durchgeführt [16,15,17]. Im distalen Abschnitt des Tibiaschaftes der proximalen Hälfte wurde der Bereich aufgesucht, in dem der mediale und laterale endostale Anteil der Kortikalis annähernd parallel zueinander und zum periostalen Anteil der Kortikalis verläuft. Hier wurde senkrecht zur Kortikalis eine Linie gezogen, welche dem Schaftdurchmesser (T) entspricht. Auf der Linie wurde jeweils die Kortikalis markiert, und der Durchmesser des Markraumes (M) bestimmt. Die Messung wurde auf dieselbe Art und Weise 1 cm über der ersten Messlinie erneut durchgeführt. Um den Ablesefehler möglichst gering zu halten, wurden alle Messungen von demselben Untersucher durchgeführt. Die Messergebnisse der zwei Messlinien wurden gemittelt. Mit den Mittelwerten wurden die Parameter „Combined Cortical Thickness“, „Cortical Index“ und „Cortical Area“ ermittelt (siehe Abb.40).

Abb. 40: Schematische Darstellung der bestimmten radiogrammetrischen Parameter

Abb. 41: CT-Schnitt durch das Präparat und die Festlegung der einzelnen ROIs (region of interest)


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Knochendichtebestimmung mittels QCT

Die quantitative Computertomographie (QCT) ist ein etabliertes Verfahren zur Messung der Knochendichte an jeder skelettalen Lokalisation. Sie bietet die einzigartige Möglichkeit, die Dichte trabekulärer und kortikaler Knochen separat und volumetrisch in g/cm³ Calciumhydroxylapatit zu bestimmen [125].

Die Quantitative Computertomographie zählt zu den Zwei-Spektren-Untersuchungsverfahren. Wie alle Zwei-Spektren-Verfahren beruht sie auf der Voraussetzung, dass unterschiedliche Materialien Röntgenstrahlen energieabhängig unterschiedlich schwächen [44]. Knochensubstanz absorbiert bei niederenergetischer Stahlung deutlich mehr als Weichteilgewebe; bei höheren Energien gleichen sich die Schwächungswerte eher an und sind vorwiegend von der Dicke des Gewebes abhängig. Die Schwächung im Weichteilgewebe weist dagegen nur eine geringe Abhängigkeit von der Energie auf. Das Schächungsprofil von Weichteilgewebe zeigt somit bei unterschiedlicher Strahlungsenergie nur einen geringen Unterschied. Im Knochen hingegen sind deutlich größere Unterschiede im Schwächungsprofil unterschiedlicher Strahlungsenergien festzustellen. Demnach kann aus der Differenz der Schwächungswerte bei unterschiedlichen Strahlungsenergien auf die Materialzusammensetzung rückgeschlossen werden.

Bei der QCT werden beim gepulsten Betrieb die zwei unterschiedlichen Spektren durch schnelle Umschaltung der Röhrenspannung bei einer Rotation der Röntgenröhre erzeugt. Die kV-Werte werden von Puls zu Puls zwischen 85 und 125 kV geschaltet. Aus jeder Aufnahme errechnet sich ein Datensatz, der die Schwächungswerte für beide Spektren erhält [44]

Durchführung der QCT-Untersuchung :

Die Präparate wurden einzeln im CT (Siemens®-Somatom 3) gescannt. Jede Tibia wurde jeweils einzeln mit dem sechsstufigen Kalibrierphantom in das CT gelegt. Am Übersichtsbild wurde die Schnittebene festgelegt. Horizontale Schnitte in 2 mm Schichtdicke wurden von der proximalen Tibia bis distal der Tuberositas Tibiae durchgeführt (Vorschub von 2 mm). Von jeder Tibia wurden 35 Scans angefertigt. Folgende Parameter wurden festgelegt: 120 kV; 170 mAs; Vorschub 2 mm; Schichtdicke 2 mm; LL. +30; UL. +3071.

In drei Schnittebenen wurden 5 bzw. 4 Regionen (Regions of Interest; ROIs) definiert, [Seite 68↓]in denen die Knochenmineraldichte bestimmt werden konnte (siehe Abbildung 41). Die Schnittebenen wurden aufgrund des Schnittprotokolls für die histologische und biomechanische Analyse festgelegt. Zwei Fadenkreuze wurden durch die Horizontalschnitte gelegt (45° zueinander), danach konnten die ROIs positioniert werden (2-3 mm von der Corticalis entfernt). In drei Schnittebenen werden fünf bzw. vier „Regions of Interest“ (ROIs) definiert, in denen die Knochenmineraldichte bestimmt wird.

In den proximalen zwei Schnitten wurden folgende Regionen ausgewertet: medial posterior (ROI 1), medial anterior (ROI 2), lateral anterior (ROI 3), lateral posterior (ROI 4) und zentral (ROI 5). Der distale Schnitt bietet nur noch Raum für vier „Regions of Interest“, so dass die zentrale ROI (ROI 5) entfiel. Der Computer berechnet den Durchschnittswert der im jeweiligen Kreis befindlichen Hounsfield-Units. Die Umrechnung in den Knochendichtewert (g/cm3) erfolgte mittels einer Eichkurve, anhand der Dichtewerte des sechsstufigen Hydroxyapatit-Phantoms, das aus sechs Hydroxyapatitzylindern in aufsteigender Konzentration (3,78,178,538,1048,1579 mg/cm³) besteht. Alle Hydroxyapatitfelder des Phantoms wurden jeweils achtmal gemessen und die entsprechenden Hounsfield-Units-Werte notiert. Damit war der dazugehörige Knochendichtewert (g/cm³) gegeben. Um die Eichkurve zu erstellen, wurden danach die Werte jeweils gemittelt. Aus der Kurvengleichung der Eichkurve konnte man dann den jeweiligen Knochendichtewert (g/cm³) für den jeweilgen Hounsfield-Unit-Wert errechnen und graphisch darstellen.

Ziel ist die Bestimmung der Knochendichte („Bone mineral density“, BMD) in den festgelegten Regionen der proximalen Tibia.

Abb. 42: Computertomograph mit darin zur Messung vorbereitetem Präparat


[Seite 69↓]

Knochendichtebestimmung mittels DEXA

Im Rahmen der Osteoporosediagnostik stellt die DEXA-Untersuchung ein etabliertes Verfahren dar. Auch hier handelt es sich um ein Zwei-Spektren-Verfahren, das darauf beruht, dass unterschiedliche Materialien Röntgenstrahlen energieabhängig unterschiedlich schwächen [44].

Laut Felsenberg et al. können bei der „dual X-ray absorptiometry“ (Zwei-Energie-Röntgenabsorptiometrie; DXA) mehrere Verfahren eingesetzt werden, um die zwei unterschiedlichen Spektren zu gewinnen [44]:

1.)Umschalten der Röhrenspannung zwischen zwei Energiebereichen (wie beim QCT),
2.)Strahlungsfilterung mit spezifischen Filtern oder

3.)Trennung zweier Energiebereiche durch spezifische Detektorsysteme.

Bei der Zwei-Spektren-Röntgenabsorptiometrie (DXA) wird der Knochenmineralgehalt nicht pro Volumen (wie beim QCT) bestimmt, sondern pro Fläche. Dabei fährt eine Strahlenquelle in festverbundener Anordnung mit einem Detektorsystem über das zu untersuchende Objekt hinweg und misst dabei die Schwächung einer definierten Strahlung. Durch den Einsatz von zwei unterschiedlichen Energiespektren kann weitgehend selektiv die Schwächung durch den Knochen berechnet werden. Ziel ist die Ermittlung der Knochendichte in unterschiedlichen Regionen der proximalen Tibia. Es sollen Aussagen zur Alters- und Geschlechtsabhängigkeit der Knochendichte gemacht werden. Zusätzlich soll die Korrelation zu dem anderen Dichtemessverfahren untersucht werden (QCT).

Durchführung der DEXA-Untersuchung :

Die Messungen erfolgtem am „Lunar DPX-L®“ in der nuklearmedizinischen Abteilung der radiologischen Klinik. Das Weichteilgewebe wurde mit einem 12 cm langen Plexiglaszylinder, der in den Strahlengang montiert wurde, simuliert (Abb.43). Folgende Parameter wurden eingestellt:

Messung im Wirbelsäulenmodus; Modus: normal; Volt (kVp): 76; Strom (μA): 750; Kollimator: mitte; Probengröße: 1,2 x 1,2; Scanbreite: 150 mm; Scanlänge: 202 mm.

Die Tibia wurde auf dem Untersuchungstisch in a.p.-Richtung ausgerichtet. Danach wurde die Messung gestartet. Gemessen wurde der proximale Teil der Tibia (ca. 10 cm).

Die Auswertung erfolgte mit der Software des Lunar DPX-L® (Version 1.31) [Seite 70↓](Berechnung auf g/cm³). Wir haben acht ROIs (jeweils 1,44 cm2 groß) in der proximalen Tibia positioniert (Abb.44), in denen die Knochenmineraldichte in g/cm2 bestimmt wurde. Vier ROIs haben wir in den subchondralen Raum gelegt, drei ROIs in den darunterliegenden Raum und eine ROI in den Schaft der Tibia. Die errechneten Messwerte wurden in eine Excel-Datei und in eine SPSS-Datei übertragen.

Abb. 43: Untersuchung der proximalen Tibia im DEXA

Abb. 44: Bild einer Dexa-Untersuchung im Bereich der prox. Tibia


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4.3  Bestimmung der Knochenfestigkeit und Knochensteifigkeit mittels Indentation Test

4.3.1 Allgemeine Beschreibung

Der Indentation Test ist ein Stempel-Eindruck-Test, welcher Aussagen über die Knochenfestigkeit macht. Der Test wurde schon bei vielen Studien, welche sich auch mit Knochenstrukturanalysen beschäftigten, angewendet [12,23,66,96,83,133].

Ein Indentationszylinder drückt mit einer konstanten Geschwindigkeit und einer vorher festgelegten Eindrucktiefe und maximalen Kraftgrenze auf eine Knochenscheibe ein. Es kommt somit zum Einbrechen der Spongiosadeckplatte. Der Computer ermittelt aus Eindrucktiefe und aufgewendeter Kraft eine Abstands-Belastungs-Kurve. Von jeder Belastungs-Abstandskurve wird der erste „peak“ (Anstieg) als „interessierender Bereich“ festgelegt, weil man nur bei dem ersten Eindruck durch den Stempel von einwandfreier Spongiosa ausgehen kann. Aus diesem Bereich wird die Maximalkraft (Fmax ) und die Steigung errechnet. Fmax wurde dabei definiert als die maximale Kraft, die aufgewendet werden muss, um die Spongiosa zum ersten Mal zum Einbrechen zu bringen.

4.3.2 Material und Methode für die Durchführung des Indentation Tests

Die Indentation Tests wurden mit einer Materialprüfmaschine (Zwick®-Materialprüfmaschine 1455) und einem zylindrischen Indentator von 8 mm Durchmesser durchgeführt (siehe Abb.44-46) . Jede Präparatscheibe (7 mm Höhe) wurde flach mit der proximalen Schnittfläche auf eine Metallplattform gelegt. Der Indentationszylinder wurde senkrecht zu jeder vorher festgelegte ROI (Region of interest) von proximal nach distal mit einer konstanten Geschwindigkeit (0,04 mm/s) appliziert. Die maximale Kraftgrenze, mit der der Indentator in die Präparatscheibe eindrücken konnte, wurde auf 2000 N festgelegt.

Die maximale Eindrucktiefe wurde auf 4 mm festgelegt, um zu vermeiden, dass der Indentator durch die Präparatscheibe hindurch die Metallplatte erreicht und damit einen scharfen Anstieg in der Belastungs-Abstandskurve bewirkt. Dadurch endete der Indentation Test nach maximal 4 mm Eindrucktiefe selbstständig, und der Indentator gelangte mit einer konstanten Rücklaufgeschwindigkeit von 200 mm/min in die Ausgangsstellung (ca. 1-2 mm über der Präparatscheibe) zurück. Anschließend wurde [Seite 72↓]die Präparatscheibe so verschoben, dass die nächste ROI direkt unterhalb des Indentators lag und der Vorgang von vorne starten konnte.

Von jeder Belastungs-Abstandskurve wurde der erste „peak“ (Anstieg) als „interessierender Bereich“ festgelegt und daraus die Maximalkraft (Fmax ) und die Steigung errechnet. Fmax wird definiert als die maximale Kraft, die aufgewendet werden muss, um die Spongiosa zum ersten Mal zum Einbrechen zu bringen.

Alle Parameter wurden auf ihre Gaußsche Verteilung überprüft, der T-Test wurde zur Identifizierung der Beziehungen zwischen den Parametern angewendet. Hierbei galt ein p-Wert < 0,05 als statistisch signifikant (SPSS 8.0).

Zur Ermittlung der Korrelation zwischen den verschiedenen Parametern der Knochendichte und der Biomechanik wurde der Pearsons-rank-correlation-Test angewendet (SPSS 8.0). In diesen Fällen wurde ein p-Wert von < 0,01 als statistisch signifikant angesehen.


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Abb. 45: Übersichtsbild für den Messaufbau im Rahmen der Indentation Messung an der Zwick Maschine


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Abb. 46: Stempeleindrucktest an der Zwick-Maschine an einer Kochenscheibe

Abb. 47: Detailaufnahme des Indentation Tests, gut erkennbar hierbei die verschiedenen Testfelder und die Imprimate nach Indentation Messung


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4.3.3  Ergebnisse

In der Bestimmung der Knochendichte und biomechanischen Steifigkeit zeigte sich eine altersabhängige und geschlechtsabhängige Abnahme im Bereich der proximalen Tibia.

In der Gruppe der weiblichen Tibiae fand sich eine hohe Korrelation zwischen Alter und BMD (p<0,01), bereits ab einem Alter von 60 Jahren zeigte sich eine signifikant niedrigere Knochendichte bei den weiblichen Tibiae im Vergleich zu den Tibiae, die 59 Jahre alt und jünger waren (p<0,05). Bei den 13 männlichen Tibiae zeigte sich keine signifikante altersabhängige Korrelation zur Knochendichte, doch war auch hier eine Tendenz eindeutig erkennbar. Bei Betrachtung des Gesamtkollektivs zeigt sich ein signifikanter Unterschied der im DEXA bestimmten Knochendichte zwischen dem Kollektiv über 60 Jahre und dem unter 60 Jahre (siehe Abb.48).

Bei den männlichen und weiblichen Spezimen, die 60 Jahre alt und jünger waren, ließ sich kein signifikanter Unterschied bezüglich der Knochendichte (BMD) zwischen den beiden Geschlechtern aufweisen. Hingegen war die Knochendichte bei den weiblichen Spezimen, die über 60 Jahre alt waren signifikant niedriger, verglichen mit den männlichen der gleichen Altersgruppe (p<0,05). Betrachtet man das Gesamtkollektiv, so lässt sich wiederum zwischen den Geschlechtern ein signifikanter Unterschied der Knochendichte (BMD) im DEXA nachweisen (s. Abb. 49).

Diese Tendenzen ließen sich sowohl im konventionellen Röntgen, als auch im QCT und im DEXA nachweisen.

Die Ergebnisse von konventionellem Röntgen, QCT und DEXA korrelierten gut miteinander: DEXA/QCT: ρ = 0,875, cortical index/QCT: ρ = 0,574, DXA/cortical index: ρ = 0,535, p<0,01.

Es zeigte sich, dass die Knochendichte in der proximalen Tibia, unabhängig vom jeweiligen Alter der Tibia von proximal nach distal abnimmt. Während im proximalen Anteil des Tibiakopfes hohe Knochendichten im antero-lateralen Anteil der Tibia gemessen wurden, erscheint die Knochendichte nach distal im antero-medialen Kompartiment am höchsten.

Die im CT erhobenen Werte für die Knochendichte (BMD) wiesen in den korrespondierenden ROIs eine hohe, statistisch signifikante Korrelation in den biomechanischen Indentation Testungen auf (ρ=0,822, p<0,01).


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Abb. 48: Signifikanter Unterschied der im Rahmen der DEXA-Messung bestimmten gemittelten Knochendichte im Donatorenkollektiv älter 70 Jahre und jünger 70 Jahre

Abb. 49: Signifikanter Unterschied der im DEXA ermittelten gemittelten Knochendichte zwischen den männlichen und weiblichen Donatoren


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Beim cortical index zeigt sich eine signifikante, altersabhängige Abnahme im Donatorenkollektiv älter als 70 Jahre (s. Abb.50). Ein signifikanter geschlechtsspezifischer Unterschied fand sich dagegen nicht (s. Abb.51).

Abb. 50: Signifikante Abnahme des cortical index im Donatorenkollektiv über 70 Jahre

Abb. 51: Cortical index in Abhängigkeit vom Geschlecht


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4.3.3.1  Ergebnisse der regionalen Analyse

Die Analyse der regionalen Knochendichte im Bereich der proximalen Tibia ergab die folgenden spezifischen Aspekte:

Die Gesamtknochendichte im Bereich der proximalen Tibia zeigt eine von proximal nach distal abnehmende Tendenz. Die Knochendichte ist natürlich im proximalen Bereich, wo der Knochen subchondral ist und den Druckbelastungen des Tibiaplateaus ausgesetzt ist, am höchsten. Weiter distal dominiert die diaphysäre Knochenarchitektur mit entsprechend zentral verminderter Knochendichte und stärkerer Kortikalis im Randbereich.

Diese Tendenz ist auch im älteren Donatorenkollektiv erkennbar, wobei diese insgesamt eine geringere Knochendichte als das jüngere Kollektiv aufweist (siehe Abb. 52).

Auch zwischen den Geschlechtern der Donatoren lässt sich dieser Unterschied erkennen. Die Knochendichte der männlichen Donatoren ist bei ähnlicher Altersstruktur höher als die der weiblichen Donatoren. Die tendenzielle Abnahme der Knochendichte ist aber auch hier in beiden Gruppen eindeutig erkennbar (siehe Abb.53).

Abb. 52: Altersabhängige Entwicklung der regionären Knochenmineraldichte von proximal nach distal im Alterskollektiv unter 60 Jahre und über 60 Jahre (Schicht 1-3)


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Abb. 53: Entwicklung der regionären Knochenmineraldichte von proximal nach distal (Schicht 1-3) in Abhängigkeit vom Geschlecht

Die Knochendichte der proximalen Tibia weist ein regional differierendes Verteilungsmuster auf. In der proximalsten Schnittführung (gelenknah) findet sich die höchste Dichte im anterolateralen Bereich, wobei hier die Insertion des Tractus iliotibialis am Tuberculum gerdi kochendichteerhöhend wirken dürfte. Relativ hohe Knochendichten finden sich noch im posterolateralen Bereich sowie im posteromedialen Bereich, wo die Insertion der posterioren Kapsel-Bandstrukturen knochendichteerhöhend wirkt. Geringe Dichten sind anteromedial und zentral zu finden. Zwischen den Altersgruppen der Donatoren (jünger und älter als 60 Jahre) zeigen sich tendenzielle Unterschiede im Sinne einer Knochendichteabnahme der älteren Donatorengruppe. Die jeweilige graduelle Wichtung bleibt aber erhalten (s. Abb. 54). Auch hinsichtlich des Geschlechts der Donatoren zeigt sich eine graduelle Abnahme der regionenspezifischen Knochendichte, wobei die weiblichen Donatoren die geringere aufweisen. Die regionenspezifische Verteilung bleibt aber auch hier erhalten (s. Abb. 55).


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Abb. 54: Knochenmineraldichte der verschiedenen Regionen in der proximalen Schicht I 1, altersabhängig

Abb. 55: Knochenmineraldichte der verschiedenen Regionen in der proximalen Schicht I 1, geschlechtsabhängig

Die Knochendichte im Bereich der mittleren Schnittebene der proximalen Tibia zeigt auch hier regionenspezifische Unterschiede. Insgesamt zeigen sich geringere regionale Differenzen, wobei nun die posterolaterale Region die höchste Dichte aufweist. Die posteromediale, die anteromediale und die anterolaterale Region zeigen geringere Dichten und liegen relativ nah beieinander. Die geringste Dichte weist die zentrale Region auf. Auch hier zeigt sich im älteren Donatorenkollektiv (>60J.) und bei den weiblichen Donatoren eine entsprechende Dichteabnahme, wobei die Gesamtdifferenzierung der einzelnen Regionen erhalten bleibt (siehe Abb. 56 und 57).


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Abb. 56: Knochenmineraldichte in den verschiedenen Regionen der mittleren Schnittebene (Schicht I 2), altersabhängig

Abb. 57: Knochenmineraldichte in den verschiedenen Regionen der mittleren Schnittebene (Schicht I 2), geschlechtsabhängig

Die Knochendichte der distalen Schnittebene der proximalen Tibia weist ebenfalls eine regional differierende Aufteilung auf. Die anteromediale Region zeigt hierbei die höchste Knochendichte gefolgt von der posterolateralen Region. Die posteromediale und die anterolaterale zeigen geringere Dichten und liegen auf ähnlichem Niveau. Diese regional spezifischen Unterschiede ließen sich sowohl im älteren wie auch im weiblichen Patientenkollektiv bei geringerer Gesamtdichte nachweisen (s. Abb. 58 und 59).


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Abb. 58: Knochenmineraldichte in den versch. Regionen in der distalen Schnittebene der proximalen Tibia (Schicht I 3), altersabhängig

Abb. 59: Knochenmineraldichte in der distalen Schnittebene der proximalen Tibia (Schicht I 3), geschlechtsabhängig


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4.3.3.2  Korrelation der regionären Knochenmineraldichte mit den biomechanischen Parametern der Indentation Messung (gesamt)

Die aufgearbeiteten Daten der Indentation Messung wurden den korrespondierenden Dichtewerten gegenübergestellt, wobei sich die folgende Korrelation des Gesamtdurchschnittswertes der CT-Daten zum Gesamtdurchschnittswert der Indentation-Daten (Fmax) ergab. Die Werte wurde mit dem Statistik Programm SPSS 8,0 auf Signifikanz hin überprüft, wobei sich die folgende Graphik ergab (siehe Abb. 60).

Abb. 60: Korrelation zwischen dem Gesamtdurchschnittswert der ermittelten CT-Knochendichte und dem Gesamtdurchschnittswert der Steifigkeit der Indentationmessung des jeweiligen Präparates. Korrelationskoeffizient nach Pearson: ρ = 0,822 (hochsignifkant SPSS 8.0 p<0,01)


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4.3.3.3  Korrelation von Gesamtdurchschnittswerten der BMD ermittelt mit QCT, DEXA und Indentation Messung mit dem Alter

Die bone mineral density, welche im QCT gemessen wurde, wurde mit dem Alter des jeweiligen Donators in Beziehung gesetzt. Es ergab sich die unten dargestellte Graphik, die im Pearson Test (SPSS 8.0) auf dem Niveau von 0,01 signifikant ist (siehe Abb. 61).

Abb. 61: Graphische Darstellung der Gesamtdurchschnittswerte der mittels QCT ermittelten Knochendichte (BMD) in Relation zum Alter

Die Knochendichte (BMD), welche im DEXA gemessen wurde, wurde mit dem Alter des jeweiligen Donators in Beziehung gesetzt. Es ergab sich die unten dargestellte Graphik, die im Pearson Test (SPSS 8.0) auf dem Niveau von 0,01 signifikant ist (siehe Abb. 62).


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Abb. 62: Graphische Darstellung der Gesamtdurchschnittswerte der mittels DEXA ermittelten Knochendichte in Relation zum Alter

Die durchschnittliche biomechanische Steifigkeit des Knochens, welche mittels Indentation Test ermittelt wurde, wurde mit dem Alter des jeweiligen Donators in Beziehung gesetzt. Es ergab sich die unten dargestellte Graphik, die im Pearson Test (SPSS 8.0) auf dem Niveau von 0,05 signifikant ist (s.Abb. 63).

Abb. 63: Graphische Darstellung der Gesamtdurchschnittswerte der biomechanischen Steifigkeit, die im Rahmen der Indentation Messung ermittelt wurde, in Relation zum Alter


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4.3.4  Zusammenfassung und Beurteilung der Ergebnisse der Knochenstrukturanalyse

Die biomechanischen Eigenschaften des trabekulären Knochens bezüglich Geschlecht und Alter sind bereits in verschiedensten Studien mit unterschiedlichen Studiendesigns untersucht worden [1,7,111,120], wobei spezielle Studien, die sich hinsichtlich dieser Thematik mit der proximalen Tibia befassen, sehr selten sind [36,132].

Die vorliegende Studie zeigt, dass Frauen mit ansteigendem Alter einen erheblichen Verlust an mineraler Knochenmasse in der proximalen Tibia aufweisen. Bereits ab einem Alter von 60 Jahren zeigte sich eine signifikant niedrigere Knochendichte bei den weiblichen Tibiae im Vergleich zu den Tibiae, die jünger als 60 Jahre waren (p<0,05). Dieses Ergebnis ist analog zu den Ergebnissen der Studien von Ding et al., der ebenfalls ab einem Alter von 60 Jahren eine deutliche Abnahme der Knochendichte (BMD) bei der proximalen Tibia feststellte. In seiner Studie wurde allerdings nicht explizit zwischen weiblichen und männlichen Donatoren bei den Ergebnissen unterschieden [35].

Die biomechanischen Eigenschaften (hierbei im Indentation Test charakterisiert) verändern sich in dem selben Maße wie die Abnahme der Knochendichte. Hierbei steht die vorliegende Studie in Übereinstimmung mit der 1996 erschienen Studie von Petersen et al., der ebenfalls an 14 proximalen Tibiae biomechanische Testungen sowie Dichtemessungen DPX und DXA durchführte [123]. In seiner Studie fehlt allerdings eine genaue Regionenaufteilung der proximalen Tibia. Weiterhin stellt sich die von ihm angewandte Methode der Nadelpenetration zur Erhebung der biomechanischen Eigenschaften als nicht optimal dar. Ein entscheidender Nachteil der Studie ist auch die ausschließliche Anwendung der bildgebenden Verfahren DPA und DXA, welche einen direkten Vergleich der biomechanisch getesteten Regionen verhindern.

In unserer Identationuntersuchung der proximalen Tibia wiesen nicht alle der 14 ROIs analog zu den gemessenen Dichtewerten (BMD) korrelierende Maximalwerte (Fmax) bei der Eindringkraft auf. In der proximalen Ebene kann diese Abweichung bei 3 ROIs evtl. an der fehlenden regionären Präzision beim Auftrag des Stempels auf die relativ große trabekuläre Fläche liegen. Bei der posteromedialen ROI der distalen Etage, bei der zumeist eine höhere Fmax analog zum Knochendichtewert (BMD) gemessen wurde, ist das Ergebnis aufgrund der relativen Nähe zur Kortikalis in vertikaler Richtung erklärbar.


[Seite 87↓]

Der eindeutige Nachweis einer regionen-abhängigen Verteilung der Knochendichte und der biomechanischen Eigenschaften in der proximalen Tibia ist eines der Hauptergebnisse der vorliegenden Studie. In der proximalen Tibia besteht eine signifikante Abnahme der Knochendichte von proximal nach distal (p= 0,01). Im zentralen Bereich der proximalen Tibia besteht in allen Sektionen im Vergleich zu den anterior/posterior und medio/lateral liegenden Gebieten die niedrigste Knochendichte.

In der vorliegenden Studie wurde die proximale Tibia in 3 Etagen (von proximal nach distal) unterteilt. Beim Vergleich der auf diesen Etagen aufgebrachten ROIs (jeweils 5 in den beiden proximalen Etagen und 4 im distalen Abschnitt) zeigte sich in den beiden proximalen Etagen lateral (Ebene I anterolateral/ Ebene II posterolateral) die höchste Knochendichte. Im Gegensatz dazu zeigte sich in der distalen Etage anteromedial die höchste Knochendichte. Für den Kliniker stellen sich die Ergebnisse der spongiösen Knochendichte der proximalen Tibia als durchaus wichtig dar.

Aus anatomischen Studien über die proximale Tibia ist bekannt, daß die sehr dünne Kortikalis der proximalen Tibia keine wesentliche Konsequenz für ihre mechanische Stabilität hat [68,69,170].

Auf diese Weise sind die Ergebnisse der vorliegenden Studie um so wichtiger, da eine deutlich regionenabhängige Verteilung der Knochendichte gezeigt werden konnte. Die Kenntnis dieser Ergebnisse könnte nach weiteren, insbesondere histomorphometrischen Untersuchungen zur qualitativen Analyse der Spongiosa der proximalen Tibia in verschiedenen Bereichen der orthopädisch-traumatologischen Chirurgie, wie z.B. der Knie-Endoprothetik angewendet werden. Insbesondere lassen sich die Ergebnisse dieser Studie aber auch für die chirurgische Versorgung proximaler Tibiafrakturen beim älteren Patienten anwenden. Bereits existierende winkelstabile Systeme wie das LISS, Tomofix etc. könnten dahingehend verändert werden, dass sie im distalen Bereich der proximalen Tibia ihre Verankerung in der antero-medialen Sektion finden. Im gelenknahen Bereich der proximalen Tibia sollte eher eine Implantatverankerung anterolateral erfolgen. Im mittleren Abschnitt der proximalen Tibia sollte die Implantatverankerung schwerpunktmäßig im postero-lateralem Bereich liegen. Diese Gesichtpunkte wären für die zukünftige Entwicklung von Implantaten im Bereich der proximalen Tibia für die Versorgung von Fakturen und für Umstellungsosteotomien hinsichtlich des Plattendesigns und der Schraubenausrichtung von besonderem Interesse.


[Seite 88↓]

4.4  Histomorphometrische Untersuchung der proximalen Tibia

In Ergänzung zur biomechanischen und radiologischen Analyse der proximalen Tibia ist eine histomorphometrische Untersuchung der proximalen Tibia durchgeführt worden. Die gewonnenen histomorphometrischen Parameter wurden zu der lokalen Knochendichte und den biomechanischen Eigenschaften in Beziehung gesetzt. Ziel auch dieser Untersuchung ist die Fragestellung nach Unterschieden der histomorphometrischen Parameter hinsichtlich des Alters, des Geschlechts und der Lokalisation im Bereich der proximalen Tibia.

4.4.1 Material und Methode

4.4.1.1 Präparate

Als Untersuchungsmaterial dienten die 40 humanen Tibiae aus der vorangegangenen Studie. Hierbei handelte es sich um 20 postmortem entnommene unpaarige Tibiae, wobei die Donatoren ein Durchschnittsalter im Median von 63,3 J. aufwiesen mit einem Minimum von 31 J. und einem Maximum von 85 J.. 11 der Patienten waren weiblich und 9 männlich. Bei weiteren 20 Tibiae handelte es sich um 20 formalinkonservierte Präparate. Davon waren 9 paarig und 2 unpaarig. Der Altersdurchschnitt dieser Donatoren betrug 77,6 J. mit einem Minimum von 47 J. und einem Maximum von 99 J. Neun Donatoren waren weiblich und zwei waren männlich. Die gesamten Präparate wurden entsprechend für die Untersuchung präpariert und tiefgekühlt gelagert (bei -25 °C).


[Seite 89↓]

4.4.1.1.1  Anfertigung der Schliffpräparat

Die Knochen wurden in einer aufsteigenden Alkoholreihe entwässert, in Xylol entfettet, in Technovit® 9100 NEU (Heraeus Kulzer GmbH & Co. KG Kulzer, Wehrheim, Deutschland) präinfiltriert, infiltriert und eingebettet.

Vorgang

Agens

Zeitdauer

Temperatur

Entwässerung

70%iger Alkohol

3 Tage

Raumtemperatur (Schüttler)

 

80%iger Alkohol

3 Tage

 
 

80%iger Alkohol

3 Tage

 
 

96%iger Alkohol

3 Tage

 
 

96%iger Alkohol

7 Tage

 
 

100%iger Alkohol

7 Tage

 
 

100%iger Alkohol

7 Tage

 
 

100%iger Alkohol

7 Tage

 

Entfettung

Xylol

1 Tag

 

Präinfiltration

Technovit 9100

NEU

4 Stunden

 

Infiltration

Technovit 9100

NEU

4 Tage

+ 4°C (Kühlschrank)

Einbettung

Technovit 9100

NEU

1 Tag

- 8°C (Eisfach)

Zur Herstellung der Schliffe wurde nun die Trenn-Dünnschliff-Technik angewendet. Nach der Einbettung der Knochen wurden die entstandenen Kunststoffblöcke mit der Schleif- und Poliermaschine Phoenix 3000 (Jean Wirtz GmbH & Co KG, Düsseldorf, Deutschland) so zurecht geschliffen, dass um das Präparat ein 3-4 mm breiter Kunststoffrand stehenbleibt. Die histologisch zu untersuchende Seite musste durch vorsichtiges Wegschleifen des Kunststoffs an die Oberfläche gebracht werden. Zur [Seite 90↓]Erreichung einer planen Fläche wurde auf die Gegenseite des Kunststoffblocks mit 3-Komponenten-Kleber Technovit® 4000 (Heraeus Kulzer GmbH & Co. KG Kulzer, Wehrheim, Deutschland) ein Kunststoffobjektträger aufgeklebt. Nach ca. zehn Minuten war die Polymerisation des 3-Komponenten-Klebers abgeschlossen und der Block mit dem Kunststoffobjektträger konnte im EXAKT-Mikroschleifsystem (Exakt Apparatebau GmbH, Deutschland) angeschliffen werden. Das Anschleifen hat die Funktion, überflüssigen Kunststoff von der histologisch zu untersuchenden Seite zu entfernen (Sichtkontrolle) und vor allem eine Planparallelität herzustellen (s.Abb. 64).

Abb. 64: Schematische Darstellung eines Schliffpräparates

Es folgte die Herstellung des Dünnschliffs. Hierzu wurde dieser mit dem EXAKT-Mikroschleifsystem mit Schleifpapier P800 und anschließend mit Schleifpapier P1000 bis zu einer Dünnschliff-Dicke von ca. 120 µm runter geschliffen. Dies ergab dann abzüglich der Dicke der Präzisionskleberschicht von durchschnittlich 30 µm eine Dünnschliff-Dicke von ca. 90 µm. Als letzter Schritt erfolgte das Polieren des Dünnschliffs mit dem EXAKT-Mikroschleifsystem mit Polierpapier P2400 und P4000 für jeweils fünf Minuten.

In Analogie zur vorangegangenen Untersuchung wurden entsprechende Schliffpräparate von den jeweils korrespondierenden Tibiapräparaten angefertigt. Je Tibiapräparat wurden 3 Schliffe korrespondierend zu den vorangegangenen Untersuchungen (Level S1, S2, S3) angefertigt (s. Abb. 65). Hierbei wurden insgesamt 120 Schliffe angefertigt, wobei aufgrund der Präparatgröße teilweise 2 geteilte Schliffe notwendig wurden, so dass insgesamt 136 Schliffe erstellt wurden. In Ergänzung zur biomechanischen und radiologischen Analyse der proximalen Tibia sollte in einer weiteren Studie eine histomorphometrische Untersuchung der proximalen Tibia durchgeführt werden. Die gewonnenen histomorphometrischen Parameter sollten zu der lokalen Knochendichte [Seite 91↓]und den biomechanischen Eigenschaften in Verbindung gebracht werden. Ziel auch dieser Untersuchung war die Fragestellung nach Unterschieden der histomorphometrischen Parameter hinsichtlich des Alters, des Geschlechts und der Lokalisation im Bereich der proximalen Tibia.

Abb. 65: die entsprechenden Schliffpräparate der jeweils untersuchten Segmente der proximalen Tibia

4.4.1.2 Auswertung der Schliffpräparate

Die histomorphometrische Auswertung wurde an histologischen Schliffen vorgenommen. Die dafür verwendeten Spezialfärbungen der Schnitte waren von Kossa/Safranin-O für die Knochendarstellung.

Mit der Digitalkamera Nikon Coolpix 990 (Nikon, Düsseldorf, Deutschland) wurden von den Schnitten in den jeweiligen Spezialfärbungen Übersichtsaufnahmen angefertigt. Die Bilddaten wurden auf einem Datenträger (CD-ROM) gespeichert. Die Auswertung erfolgte mit dem Programm Zeiss KS 400 Imaging System Release 3.0 (Carl Zeiss Vision GmbH, München, Deutschland). Diese Software lief auf einem IBM-kompatiblen PC unter Microsoft Windows 95.

Die entsprechenden ROIs des Bildanalysesystems wurden in die korrespondierenden Stempel der Indentationmessung gesetzt. Der Vorteil bestand darin, dass damit gleichzeitig die histomorphometrischen Parameter mit den bekanten Bestimmungen der Knochendichte und des Steifigkeitsverhaltens in Beziehung gebracht und korreliert werden konnten.

Das Auswertungsprogramm schrieb eine Messroutine vor, die den Untersucher anhält, nur in standardisierter Abfolge den Messablauf vorzunehmen. Nach Aufforderung durch das Programm wurde das Schnittbild in der von Kossa/Safranin-O-Färbung des ersten [Seite 92↓]auszuwertenden Präparates geladen. Mit Hilfe einer Millimeterskala, die bei jedem Präparat bei den Übersichtsaufnahmen mit fotografiert wurde, erfolgte die Kalibrierung. Im nächsten Schritt musste durch den Untersucher die ROI festgelegt werden, die dann ins Schnittbild eingezeichnet wurde. Es wurde nun der Knochen (in der von Kossa/Safranin-O-Färbung schwarz) markiert ( s. Abb. 65).

Vom Programm wurden nun die Berechnungen für die ROI-Fläche in mm2, für die Knochenfläche in mm2 und für den prozentualen Anteil der Knochenfläche an der ROI-Fläche vorgenommen. Es wurden folgende Parameter bestimmt [47,48,129,152]

Abb. 66: Auswertung der entsprechenden ROIs im Bildanalysesystem


[Seite 93↓]

Im Folgenden werden die jeweils bestimmten histomorphometrischen Parameter exemplarisch dargestellt.

4.4.1.2.1 Knochenvolumen zum Gesamtvolumen

In der binären (schwarz/weiss) Darstellung wird der Knochenanteil zum Gesamtvolumen berechnet (Prozentangabe).

Abb. 67: Ausschnitt des Bildanalysesystems für die Bestimmung des Knochenvolumens/ Gesamtvolumen in der entsprechenden ROI

4.4.1.2.2 Trabekuläre Dicke

Die trabekuläre Dicke ist definiert als mittlere trabekuläre Knochendicke in einer ROI (Einheit in µm).

Abb. 68: Ausschnitt des Bildanalysesystems für die Bestimmung der mittleren trabekulären Knochendicke in der entsprechenden ROI


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4.4.1.2.3  Anzahl der Knoten (number of node, N.Nd.) :

Ein Knoten ist definiert als ein Punkt, in dem sich mindestens 3 Trabekel kreuzen. Die Anzahl der Kreuzungspunkte wird pro mm² angegeben.

Abb. 69: Ausschnitt des Bildanalysesystems für die Bestimmung der Anzahl der Knoten (rote Punkte) in der entsprechenden ROI

4.4.1.2.4 Abstand der Knotenpunkte (Node to node length, Nd.Nd.):

Node to node length ist der mittlere Abstand zwischen den Trabekeln, die zwei Knotenpunkte verbinden, das bedeutet: Je kürzer die Distanz zwischen den Knotenpunkten, desto mehr Verbindungen existieren (ebenfalls bezogen auf mm²).

Abb. 70: Ausschnitt des Bildanalysesystems für die Bestimmung des Abstandes der Knotenpunkte (farbige Strecken) in der entsprechenden ROI


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4.4.1.2.5  Mittlere Knochenlänge und Schnittpunktlänge (Mean bone length, MBL und mean intercept length,MIL):

Die mittlere Knochenlänge und Schnittpunktlänge (Mean bone length, MBL, und mean intercept length, MIL) ist die mittlere, nicht unterbrochene Trabekellänge, welche entlang einer Linie durch einen bestimmten Punkt im Knochen gemessen wird. In unserem Fall fiel die vertikale Berechnung weg, da wir nur sagittale Schliffe beurteilen. Dementsprechend wurden diese Messdaten für die weitergehende Analyse nur limitiert verwendet.

4.4.2 Ergebnisse (Histomorphometrische Parameter)

4.4.2.1 Allgemeine Ergebnisse

Die gemessenen histomorphometrischen Parameter zeigten im Bereich der proximalen Tibia z.T. hochsignifikante Korrelationen. So zeigte sich eine signifikante Korrelation (p<0,05) zwischen der histomorphometrisch gemessenen bone area bzw. bone density und der histomorphometrisch bestimmten Anzahl der jeweiligen Knotenpunkte (cross points) in dem jeweiligen Skelettabschnitt. Dies erscheint letztendlich logisch, je größer der knöcherne Anteil bzw. die Knochendichte desto mehr Trabekel sind zu erwarten und desto eher die Wahrscheinlichkeit, dass sich diese kreuzen, wodurch dann eine höhere Anzahl von cross points resultieren würde.

Aber auch die übrigen histomorphometrischen Parameter wie bone area, bone density, trabekuläre Dicke und Abstand der Knotenpunkte (Node to node length, Nd.Nd.) korrelierten signifikant (p<0,05) untereinander. Sowohl die histomorphometrisch gemessene „bone area“ wie auch die „bone density“ zeigten eine signifikante Korrelation (p<0,05). Die bedeutet, dass je größer der Knochenanteil in dem entsprechenden Skelettabschnitt war, desto dichter war auch der jeweilige Knochen und desto dicker waren die einzelnen Trabekel und desto kürzer war der Abstand der Knochenpunkte.

Korrelierte man die histomorphometrischen Parameter mit Parametern der vorausgegangen Untersuchungen, ergaben sich folgende Korrelationen: So zeigt die histomorphometrisch bestimmte Gesamtknochenfläche zur Gesamt-BMD, die in den CT-Untersuchungen ermittelt wurde, eine hochsignifikante Korrelation (p<0,01). Weiterhin zeigt sowohl die histomorphometrisch bestimmte Knochenfläche wie auch [Seite 96↓]die knochendichte zur Gesamt-Indentation eine signifikante Korrelation (p<0,01). Das erscheint logisch erscheint, da je höher und je dichter der Knochenanteil desto höher ist auch die zu erwartende biomechanische Steifigkeit.

4.4.2.2 Histomorphometrische Ergebnisse regionenspezifisch

In Analogie zur BMD-Bestimmung in QCT und DEXA sowie zur biomechanischen Indentation Messung zeigte sich auch in der Histomorphometrie der Ebene 1 die höchste bone area im anterolateralen und posterolateralen Bereich. Auch hier zeigte der zentrale und anteromediale Bereich die geringste bone area. Dieses Verteilungsmuster spiegelte sich weitgehend auch in der alterspezifischen (>/< 60 Jahre) wie auch in der geschlechtsspezifischen Analyse wider. Auch hier war jeweils mit wenn auch unterschiedlich akzentuierter Wichtung der anterolaterale und posterolaterale Bereich der dichtere. Nur im Unterkollektiv < 60 Jahre zeigte sich eine relativ hohe Dichte auch im posteromedialen Bereich.

Abb. 71: Histomorphometrisch gemessene bone density der 1. Ebene in Abhängigkeit vom Geschlecht


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Abb. 72: Histomorphometrisch gemessene bone density der 1. Ebene in Abhängigkeit vom Alter

Bei der Analyse der cross points ergaben sich ebenfalls ähnliche Akzentuierungen hinsichlich der Verteilungsdichte. Sowohl bei den Männer wie auch im Patientenkolletiv unter 60 Jahre zeigt sich in Analogie zur bone density die höchste cross point-Anzahl in der anterolateralen Region. In den übrigen Gruppen (weibliche Donatoren, Donatoren >60 J.) zeigte sich ein relativ homogenes Verteilungsmuster der cross point-Anzahl ohne wesentliche regionale Unterschiede, bis auf die posteromediale Region, wo eine leichte Akzentuierung der cross point-Dichte erkennbar ist.

Abb. 73: Histomorphometrisch gemessene cross points der 1. Ebene in Abhängigkeit vom Geschlecht


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Abb. 74: Histomorphometrisch gemessene cross points der 1. Ebene in Abhängigkeit vom Alter

In Übereinstimmung mit den vorangegangenen Untersuchungen zeigt sich in der 2. Ebene histomorphometrisch gemessen die höchste bone density im posterolateralen und posteromedialen Bereich. Auch bei der histomorphometrisch bestimmten bone density ist die Akzentuierung der Dichtezunahme für das männliche Donatorenkollektiv sowie für die Donatorengruppe unter 60 Jahre deutlich erkennbar.

Abb. 75: Histomorphometrisch gemessene bone density der 2. Ebene in Abhängigkeit vom Geschlecht


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Abb. 76: Histomorphometrisch gemessene bone density der 2. Ebene in Abhängigkeit vom Alter

Ein ähnliches Verteilungsmuster ergibt sich für die Anzahl der cross points. Auch hier zeigt sich in der 2. Ebene die höchste Dichte im posteromedialen und posterolateralen Bereich. Die geschlechts- und altersabhängige Akzentuierung ist auch hier erkennbar.

Abb. 77: Histomorphometrisch gemessene cross points der 2. Ebene in Abhängigkeit vom Geschlecht


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Abb. 78: Histomorphometrisch gemessene cross points der 2. Ebene in Abhängigkeit vom Alter

Die histomorphometrisch bestimmte bone density weist in der 3. Ebene im Vergleich zu den Voruntersuchungen ein differierendes Verteilungsmuster auf. Während in der QCT- bzw. Indentation Untersuchung die anteromediale Region die höchsten Dichtewerte aufwies, zeigt die histomorphometrisch bestimmte bone density in der posterolateralen Region meist die höchsten Werte, wohingegen die anteromediale Region meist nur die Zweithöchsten aufweist. Die geschlechts- und alterspezifische Akzentuierung bleibt auch in dieser Untersuchung erkennbar.

Abb. 79: Histomorphometrisch gemessene bone density der 3. Ebene in Abhängigkeit vom Geschlecht


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Auch die Verteilung der cross point-Anzahl in der 3. Ebene zeigt ein ähnliches Muster.

Auch hier zeigt meist der posterolaterale Bereich die höchste cross point-Anzahl, wobei insgesamt eine relativ homogene Verteilung zwischen den Regionen vorliegt und die alters- und geschlechtsspezifische Akzentuierung diskret erkennbar ist.

Abb. 80: Histomorphometrisch gemessene bone density der 3. Ebene in Abhängigkeit vom Alter

Abb. 81: Histomorphometrisch gemessene cross points der 3. Ebene in Abhängigkeit vom Geschlecht


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Abb. 82: Histomorphometrisch gemessene cross points der 3. Ebene in Abhängigkeit vom Alter


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4.4.3  Zusammenfassung histomorphometrische Ergebnisse

Zusammenfassend zeigte die durchgeführte histomorphometrische Untersuchung der proximalen Tibia signifikante Korrelationen der einzelnen Parameter untereinander (bone area, bone density, cross points, Abstand der Knotenpunkte, trabekuläre Dicke).

Korrelierte man die histomorphometrischen Parameter mit Parametern der vorausgegangen Untersuchungen (Gesamt-Knochendichte aus QCT bzw. Indentation aus der biomechanischen Steifigkeitsmessung) ergaben sich ebenfalls z.T. hochsignifikante Korrelationen.

Auch die histomorphometrische regionale Analyse ergab eine gute Korrelation zu den vorangegangenen Untersuchungen. In Analogie zur Knochendichtebestimmung (BMD) in QCT und DEXA sowie zur biomechanischen Indentation Messung zeigte sich auch in der Histomorphometrie der Ebene 1 die höchste bone area und cross point-Anzahl im anterolateralen und posterolateralen Bereich. Dieses Verteilungsmuster spiegelte sich weitgehend auch in der alterspezifischen (>/< 60 Jahre) wie auch in der geschlechtsspezifischen Analyse wider.

Auch in der 2. Ebene zeigte sich eine Übereinstimmung zu den vorangegangenen Untersuchungen. Die histomorphometrisch gemessene höchste bone density und cross point-Anzahl zeigte sich im posterolateralen und posteromedialen Bereich. Auch die Akzentuierung der Dichtezunahme für das männliche Donatorenkollektiv sowie für die Donatorengruppe unter 60 Jahre war jeweils erkennbar.

In der 3. Ebene zeigten die histomorphometrischen Parameter im Vergleich zu den Voruntersuchungen ein differierendes Verteilungsmuster. Während in der QCT- bzw. Indentation Untersuchung die anteromediale Region die höchsten Dichtewerte aufwies, zeigte die histomorphometrisch bestimmte bone density und cross point-Anzahl in der posterolateralen Region meist die höchsten Werte, wohingegen die anteromediale Region meist nur die Zweithöchsten aufweist. Die geschlechts- und alterspezifische Akzentuierung der histomorphometrischen Parameter bleibt auch in dieser Untersuchung erkennbar.


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18.05.2005