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4  Untersuchungen zum inter- und intraindividuellen Vergleich verschiedener Knochenersatzmaterialien - eine tierexperimentelle Studie

4.1 Problemstellung und Zielsetzung

Die Dynamik des Knochenstoffwechsels nach der Inkorporation von Implantaten aus strukturell und chemisch differenten Gruppen von Knochenersatzmaterialien sowie nach der Transplantation von autogenem Knochen soll in einem intra- und interindividuellen Vergleich an einem biologischen Versuchsmodell evaluiert werden.

Nuklearmedizinische und osteodensitometrische Untersuchungsmethoden erlauben die Verifizierung der zeitlichen Abläufe und Intensitäten der ossären Integrations- und Neubildungsprozesse. Histologische Untersuchungen dienen im Rahmen einer Endkontrolle zum Nachweis neugebildeten Knochens, zur Beurteilung der Osteointegration der Implantate und zur Einschätzung des biologischen Verhaltens des Lagergewebes.

Dabei können verschiedene Knochenersatzmaterialien miteinander und im Vergleich mit dem autogenem Knochentransplantat betrachtet werden. Die komplexen Nachweismethoden der Umbau- und Knochenstoffwechselprozesse sowie der repräsentative Vergleich gebräuchlicher Knochenersatzmaterialien sollen die qualitative Eignung bzw. die Ursachen möglicher Mißerfolge klären. Zugleich gilt es, die einzelnen Knochenersatzmaterialien hinsichtlich der Dynamik des Einheilungsverhaltens und des Knochenstoffwechsels sowie der Qualität des neu gebildeten Knochens voneinander zu unterscheiden. Es wird angestrebt, eine Relevanz für die klinische Anwendung transplantierten Knochens und des Zeitpunktes der funktionellen Nutzung neu gebildeten Knochens nach der Implantation von Knochenersatzmaterialien darzulegen.

Die grundlegenden Ziele der Studie bestanden in:

Daneben waren bislang neuartige Fragestellungen zu beantworten und Probleme zu lösen wie:


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4.2 Validierung des Knochenstoffwechsels - Material und Methode

4.2.1 Nuklearmedizinische Untersuchungsverfahren

Nuklearmedizinische Verfahren erlauben die Untersuchung der Dynamik der Osteogenese nach der Transplantation von Knochen oder der Implantation von Knochenersatzmaterialien durch digitale Wandlung von spezifischen Daten der Knochenstoffwechselaktivität.

4.2.1.1  Messung der Knochenstoffwechselaktivität (Knochenszintigraphie)

Die Aktivität des Knochenstoffwechsels läßt sich mit Hilfe szintigraphischer Methoden beurteilen. Es werden radioaktive Substanzen benutzt, die eine spezifische Affinität zum Knochengewebe aufweisen. In der Skelettszintigraphie finden mit Technetium markierte Phosphatkomplexe ihre Anwendung. Diese osteotropen Nuklide weisen eine starke Affinität zu vitalen Osteoblasten auf. Das Maß der Anreicherung in einer knöchernen Region ist daher Ausdruck für osteoblastäre Aktivität des Knochenstoffwechsels (Winkel K. zum 1990). Die Anreicherung der Technetium-Phosphat-Verbindung im Szintigramm korreliert mit der lokalen Perfusion, der Matrixmineralisation und mit der Intensität des regionären Stoffwechsels (osteoblastische Aktivität). Die physiologischen Parameter sind von entscheidender Bedeutung für die Knochenheilung im Bereich von Frakturen, Knochentransplantaten und -implantaten. Um die Dynamik der Knochenumbauprozesse im Gebiet der Implantation objektiv zu erfassen, werden in zeitlich definierter Folge nuklearmedizinische Skelettszintigraphien in planarer und SPECT-Technik (single-photon-emission-tomography) durchgeführt.

Der Vorteil der planaren, also zweidimensionalen Szintigraphie liegt in der scharfen Abgrenzung der Areale höherer von denen mit geringerer Aktivität. Das SPECT-Verfahren macht dagegen die Abbildung der Nuklidverteilung in verschiedenen Schnitten durch den Körper möglich. Während der Untersuchung rotieren Kollimatoren (Gamma-Kameras) in Winkelschnitten um das Untersuchungsobjekt. Nach jedem Winkelschnitt erfolgt die Aufnahme einer zweidimensionalen (planaren) Projektion des Objektes, und aus der Summe dieser Projektionen wird ein Satz von parallelen Schichten rekonstruiert (3D-Information). Der Einsatz der SPECT-Technik ermöglicht die dreidimensionale, überlagerungsfreie Darstellung einzelner Skelettareale. Der Nachteil dieses Verfahrens ist, daß die Tomogramme eine quasistationäre Verteilung der radioaktiven Substanzen voraussetzen, da zwischen erster und letzter Aufnahme oft mehr als 20 Minuten vergehen. Schnell ablaufende Stoffwechselvorgänge können mit der SPECT-Technik nicht erfaßt werden.

Bei der Skelettszintigraphie wird bei speziellen Indikationen die Mehrphasen-Perfusionsszintigraphie eingesetzt. Dabei wird unmittelbar nach der Injektion des Radionuklids in planarer Projektion die Perfusion des zu untersuchenden Gewebes erfaßt. Nach fünf Minuten wird eine Blutpool-(Weichteil)-Aufnahme gefertigt. Die Informationen liefern Hinweise auf eine erhöhte Perfusion und einen größeren Blutpool im Zusammenhang mit pathologischen Weichteilprozessen (Schicha 1991). Die Spätaufnahme erfolgt zwei Stunden nach der intravenösen Injektion. Während dieser Zeit kommt es zur Speicherung des Radionuklids im Skelett, zur Verminderung der Konzentration im Extrazellularraum und zur Ausscheidung.

Mit der Knochenszintigraphie ist es möglich, absolute metabolische Quoten zu messen, weil nur ein Teil des applizierten Methylendiphosphonats im Knochen gespeichert und der Rest über die Nieren ausgeschieden wird. Dieser Anteil unterliegt starken individuellen Schwankungen.

Die räumliche Verteilung des Tracers wird anhand der Gamma-Strahlung durch Kollimatoren erfaßt und mittels analog-digitaler Wandlung bildlich dargestellt.

Die Auswertung der Messungen kann visuell anhand der bildlichen Darstellungen erfolgen oder es können semiquantitativ innerhalb definierter ROIs (region of interest) Zeitaktivitätskurven mit denen korrespondierender gesunder Skelettabschnitte verglichen werden (Schicha 1991).


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4.2.1.2 Knochendichtemessung (Osteodensitometrie)

Bei der Knochendichtemessung handelt es sich um eine indirekte Bestimmung der Knochendichte über den Knochenmineralgehalt. Die Schwächung von Röntgenstrahlung wird beim Durchtritt durch den Knochen bestimmt. Die Knochendichte wird üblicherweise in Gramm Hydroxylapatit pro cm3 angegeben (gHA/cm3). Durch den Abgleich mit geeichten Phantomen, d.h. Vergleichsobjekten mit bekannter Mineraldichte, erfolgt die Auswertung der Knochendichte bzw. des Knochenmineralgehaltes. Die Quantifizierung geschieht ebenfalls mittels ROI-Technik. Der Vergleich zwischen der präoperativen und den postoperativen sowie der postoperativen Knochendichtemessungen untereinander ermöglicht die Bewertung des Verlaufs der Knochenumbauprozesse in den verschiedenen Implantatarealen.

4.2.2 Knochenersatzmaterialien

In die tierexperimentelle Untersuchung wurden fünf verschiedene Knochenersatzmaterialien einbezogen, die in der klinischen Anwendung typische und neuartige Vertreter der häufigsten Implantatgruppen darstellten. Im einzelnen wurden implantiert:

Die physiko-chemischen Parameter der verschiedenen Implantate werden in der tabellarischen Darstellung verglichen (Tab.1 a,b).

Tab. 1a: Vergleichende Charakterisierung osteoinduktiver Knochenersatzmaterialien (Walz 1994, Eippermann 1996, Soost et al. 1998)

Handelsname

DBM konventionell

DBM neu

Material

Demineralisierte humane Knochenmatrix

Demineralisierte humane Knochenmatrix

Hersteller

Institut für Transfusionsmedizin und Immunhämatologie, Charité

Institut für Transfusionsmedizin und Immunhämatologie, Charité

Zusammensetzung

Knochenkollagen, osteogene Proteine, residuelle Mineralanteile

Knochenkollagen, osteogene Proteine, residuelle Mineralanteile

Herkunft

Homolog

Homolog

Applikationsform

Pulver

Pulver

Partikelgröße

315 µm

315 µm

Extraktion/Sterilisation

Entfettung, Demineralisation, Differentialsiebung, Sterilisation

Entfettung, Demineralisation, Hydrierung(Kollagenkettenlösung), Differentialsiebung, Sterilisation

Resorption

Knocheninduktionessay 21.Tag post implantationem

Knocheninduktionsessay 21.Tag post implantationem


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Tab. 1b: Vergleichende Charakteristik keramischer Knochenersatzmaterialien

Handelsname

Cerasorb®

Endobon®

Biocoral®

Material

β-Tricalciumphosphat -Keramik

Hydroxylapatitkeramik

Calciumcarbonat (Aragonit)

Hersteller

curasan®-Pharma GmbH,Kleinostheim, Deutschland

E.Merck Pharma Biomaterialien Darmstadt Deutschland

Inoteb B.P. 26 Saint Gonnery Frankreich

Zusammensetzung

β-Tricalciumphosphat

Hydroxylapatit

Calciumcarbonat

Chemische Formel

Ca3(PO4)2

Ca10(PO4)6(OH)2

CaCO3

Herkunft

synthetisch (alloplastisch)

bovine Spongiosa (xenogen)

Koralle Macroporaria (alloplastisch)

Applikationsform

Granulat

Block

Block

Partikelgröße

1000-2000µm

verschieden

Verschieden

Porensystem

Interkonnektierend

interkonnektierend

Interkonnektierend

Porosität

bis 75 %

30-80 %

50 %

Porengröße

o.A.

100-1500µm

250-750µm

Porenart

Makro- u. Mikroporen

Makro- und Mikroporen

Makroporen

Druckfestigkeit

o.A.

50% Porosität= 14 Mpa 70% Porosität= 6,0 Mpa 80% Porosität= 2,5 Mpa

5% Porosität= 395 Mpa 20% Porosität=110 Mpa 50% Porosität= 26 Mpa

Resorption

Sehr langsam, Ersatzresorption

knöchernes Durchwachsen

langsame Ersatzresorption

4.2.2.1 Hydroxylapatitkeramik

Es wird zwischen rein synthetisch hergestellten Hydroxylapatitkeramiken und solchen unterschieden, die aus biologischen Ausgangsmaterialien durch eine spezielle hydrothermische Behandlung gewonnen werden. Hydroxylapatitkeramiken (HA) differenzieren sich untereinander durch die Dichte und Porosität und liegen als mechanisch belastbarer Formkörper oder als Granulat vor. Natürliche HA-Keramiken haben ihren Ursprung in Tierknochen oder dem Skelett von Korallen und entstehen durch Pyrolyse und hydrothermische Umwandlungsprozesse mit Sinterung. Sie weisen ein interkonnektierendes Porensystem auf, das dem des Knochens strukturell ähnlich ist. Synthetisch hergestellte HA-Keramiken weisen oftmals blind endende Poren auf, die nur eine randständige Durchbauung von Knochen zulassen (Dingeldein et al. 1994). In der Literatur existieren kontroverse Informationen zur Resorbierbarkeit und damit zur Art des knöchernen Integrationsprozesses. Die Ursachen liegen im Reinheitsgrad, der Applikationsform, der Herkunft des Ausgangsmaterials und im Ort der Implantation (Osborn 1985).


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Das Hydroxylapatit-Implantat Endobon® (E. Merck-Biomaterialien, Darmstadt) ist eine Keramik boviner Herkunft mit einen HA-Gehalt von 0,4 bis 1,3 g Hydroxylapatit pro cm3 und einer chemischen Formel Ca10(PO4)6(OH)2, d.h. Pentacalciumhydroxidtriphosphat.

Kristallines Hydroxylapatit ist mit einem Anteil von 95% der Hauptbestandteil dieser Keramik wie auch der anorganischen Phase des natürlichen Knochens (Wippermann 1996).

Aufgrund der Hochtemperaturphase von mehr als 1000 °C über mehrere Stunden entstehen während des Herstellungsprozesses in der Keramik jedoch größere Hydroxylapatitkristalle als im natürlichen Knochen vorhanden sind. Die hohen Temperaturen führen zu einem Sintern der Kleinkristalle und damit zu einem Wachstum. Die Grundstruktur des bovinen Knochens wird durch den Sinterungsprozeß jedoch nicht verändert. Diese HA-Keramik weist Mikro- und Makroporen auf, wobei die Gesamtporosität 30 - 80 Vol.% beträgt bei einem Porenkaliber von 100 bis 1500 µm. Der Mittelwert liegt bei 450 µm.
Die Hochtemperaturbehandlung führt zu einer kompletten Deproteinierung und zur Entfernung aller genuinen Erreger (Osborn 1985).
Die Indikation von Endobon® wird mit der temporären und permanenten Füllung, Überbrückung und Rekonstruktion nichtinfizierter traumatischer oder iatrogener Knochendefekte in der klinischen Anwendung angegeben.
Für die tierexperimentelle Studie kam die Hydroxylapatitkeramik als ein dem Implantatbett maschinell und manuell angepaßter Formkörper zur Anwendung.

4.2.2.2 ß –Tricalciumphosphatkeramik

Das vollsynthetisch hergestellte Cerasorb® (Curasan Pharma GmbH, Kleinostheim) ist ein phasenreines (>99%) ß -Tricalciumphosphat (ß-TCP) der chemischen Formel Ca3(PO4)2. Es wird in Granulatform mit interkonnektierendem Mikro- und Makroporensystem zur Verfügung gestellt. Die Porengröße beträgt 50 - 2000 µm. Durch die gleichbleibende Zusammensetzung mit einem Kalzium-Phosphat-Verhältnis von 3 : 1 wird eine hohe Biokompatibilität gewährleistet. Cerasorb® wird im Endverhältnis bei 180 °C für 30 min. trocken erhitzt und ist damit steril. Eine Hochtemperaturphase und die Exposition gegenüber Wasser wird ausgeschlossen. Damit kann eine Hydrothermie mit folgender Hydroxylapatitbildung verhindert werden (Produktinformation Curasan 1996). Die Osteointegration der ß-TCP-Keramik als Maß der Biokompatibilität und Integration in den körpereigenen Knochen wird mit einer interkonnektierenden Porenstruktur und der vollständigen Resorbierbarkeit begründet. Der Abbau beruht überwiegend auf einer chemischen Löslichkeit und führt am Applikationsort in vivo und in vitro nicht zu zellschädigenden und unphysiologischen ph-Wert-Veränderungen (Heide et al. 1979 u. 1996). Neben der physiko-chemischen Löslichkeit wird ß-TCP durch Riesenzellen, Osteoklasten und Makrophagen abgebaut (Peelen et al. 1977, Ferraro 1979, Uchida et al. 1985). Damit werden bestehende Lücken in den konnektierenden Porenverbindungen erweitert und geschlossene interporöse Septen durchbrochen. Je nach Größe der Porositäten ist das Resultat im Vergleich mit anderen porösen Keramiken ein schnellerer knöcherner Durchbau. Aufgrund der positiven tartratresistenten sauren Phophatasereaktion (TRAP) lassen sich die resorbierenden Riesenzellen als Osteoklasten identifizieren (Eggli et al. 1988).

Der Herstellungsprozeß des Cerasorb® schließt das Auftreten unerwünschter Nebenphasen aus, wie sie aus den unreinen Kalziumphosphatkeramiken vor 15 Jahren bekannt waren (Köhler et al. 1984, Heide 1996).

Nach wissenschaftlichen Studien entspricht die Festigkeit des neu gebildeten Knochens innerhalb des Implantates bereits nach 3 Monaten der des humanen Knochens außerhalb des Implantates. Der neue Knochen außerhalb des Implantates erreicht nach drei Monaten 80 % und nach sechs Monaten 95 % der Festigkeit des umgebenden Lagerknochens. Das Verhältnis des nachweisbaren Ca-P- Gehaltes des neugebildeten Knochens entspricht sowohl intra- als auch periimplantär bereits nach drei Monaten nahezu dem des umgebenden Lagerknochens.

Die Indikationen für die Implantation von Cerasorb® beim Menschen werden für die Parodontalchirurgie, die dentoalveoläre und die präprothetische Chirurgie angegeben (Horch u. Steegmann 1985; Ghazal et al. 1992).


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4.2.2.3 Calciumcarbonat

Biocoral® (Inoteb, B.P. Saint-Gonnery, Frankreich) ist ein Biomaterial, das aus den Kalkskeletten von Korallenpolypen aus der Südsee gewonnen wird. Es besteht zu 97 % aus Calciumcarbonat in der Kristallstruktur des Aragonits und aus Spurenelementen. Die chemische Analyse des korallinen Materials ergab mineralische und in Spuren organische Anteile (Tab.2).

Tab. 2: Chemische Zusammensetzung von Biocoral®

Mineralische Anteile

organische Anteile

Calciumcarbonat: >97 %

Proteine: keine

Spurenelemente: <0,5 –1 %

Aminosäuren: 0,07 % ± 0,02 %

Magnesium: 0,05 - 0,2 %

 

Natrium: < 1 %

 

Kalium: < 0,03 %

 

Phosphor (Phosphat): < 0,05 %

 

Die morphologischen und mineralischen Zusammensetzungen sind denen des frischen Knochens vergleichbar (Meunier 1987). Die Kristallmorphologie zeigt Unterschiede, die in Tabelle 3dargestellt sind.

Tab. 3: Vergleich der mineralischen Bestandteile von Biocoral® und frischem humanen Knochen

Chemische Elemente

Biocoral®

Frischer humaner Knochen

Ca

> 38 %

37 %

P

< 0,05 %

16 %

Na

< 1 %

0,8 %

K

< 0,03 %

0,07 %

Mg

0,05 -0,2 %

0,5 %

Sr

0,5 -0,9 %

0,022 %

F

0,05 -0,1 %

0,04 %

Cu

< 0,001 %

0,0004 %

Zn

< 0,002 %

0,005 %

Fe

< 0,003 %

0,003 %

Pb

< 0,003 %

0,005 %

Mn

< 0,0003 %

0,0004 %

Ni

< 0,0005 %

0,0003 %

Cr

< 0,0001 %

0,0003 %


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Spezifisch für das koralline Calciumcarbonat ist, daß es in Form des Aragonit vorliegt, während Kalzium im Knochen vor allem als Phosphatsalz (35% kristallin, 26 % amorph) vorkommt. Nur 5 % des Knochenkalziums bilden Karbonat. Außerdem besteht Knochen zu einem Drittel aus organischen Anteilen, das koralline Knochenersatzmittel dagegen nur zu einem geringen Anteil. Das Fehlen spezifischer Proteine minimiert das Risiko immunologischer Reaktionen (Produktinformation Inoteb 1993). Biomechanische Untersuchungen haben gezeigt, daß der mechanische Widerstand mit dem des Knochens vergleichbar ist (Meunier 1987)(Abb. 2).

Abb. 2: Vergleich der biomechanischen Eigenschaften von Biocoral® mit frischem gesunden Knochen

Die biomechanischen Eigenschaften des Materials (dargestellt anhand des Bruch-Druck- Belastungsverhaltens) zeigen günstige Voraussetzungen, den mechanischen Belastungen des funktionell beanspruchten Knochens gerecht zu werden. Das Elastizitätsmodul des Biocoral® (20% Porosität) entspricht nahezu dem des kortikalen Knochens. Nicht nur im Vergleich mit Knochen, sondern auch mit anderen Knochenersatzmaterialien ist die Druckbelastbarkeit sehr hoch (Abb.3). Der Elastiztitätsmodul (Young-Modul = Faktor aus Deformität pro Belastungskraft) entspricht dem von Hydroxylapatitkeramik und liegt nur gering unter dem des Titans (Meunier 1987, Castaldi et al. 1983).

Abb. 3: Vergleich der biomechanischen Eigenschaften mit anderen Knochenersatzmaterialien

Der Nachweis der reizfreien Einheilung von Biocoral® und seine Resorption bei simultaner Knochenneubildung wurden tierexperimentell und in der humanen Anwendung von mehreren Autoren erbracht (Patel et al. 1989; Soost 1996a).

Diesem Knochenersatzmaterial wurden eine außergewöhnlich hohe Biokompatibilität, kostengünstige Herstellung, unbegrenzte Haltbarkeit und hohe osteokinetische Potenzen als quantitatives Maß für die Aktivität des Knochenumbaus bescheinigt (Altan et al. 1991).

Biocoral® soll Knochentransplantate unter verschiedenen Indikationen ersetzen können. Der Einsatz erfolgt in der Neurochirurgie, der orthopädischen, der kraniofazialen, der dentoalveolären und parodontalen Chirurgie. Bei der Anwendung des Knochenersatzmittels beim Menschen konnten die [Seite 25↓]ausgeprägten osteokonduktiven Eigenschaften nachgewiesen werden. Osteoinduktive Prozesse ließen sich nicht verifizieren (Soost 1996).

Nach der Implantation erfolgt eine osteoklastische Resorption des korallinen Materials bei simultanem osteoblastärem Knochenaufbau über mesenchymale Differenzierungsprozesse nach vaskulärer Einsprossung.

Das Implantationsmaterial zeigt ein bioinertes Verhalten. Besonders geeignet ist das Calciumcarbonat als Knochenersatzmaterial für die endostale und periostale Implantation in ein ersatzstarkes Wirtslager. Problemlose Heilungsverläufe zeigten sich hauptsächlich nach Implantation in den Unterkiefer, in das Jochbein und in die Frontalkalotte (Soost 1996). Seit 1989 wird Biocoral® als proteinfreies und sterilisiertes natürliches Korallenskelett in Form von Granulat, Perlen oder Formkörper zur klinischen Anwendung am Menschen zugelassen. In der vorliegenden Studie wurde es als ein dem Implantatbett instrumentell angepaßter Formkörper definierter Größe mit subperiostaler Einlagerung in den Knochendefekt angewendet.

4.2.2.4 Demineralisierte Knochenmatrix (DBM)

Knochenmatrixextrakte sind Proteinpools, deren osteoinduktiv wirkende Eiweißstrukturen partiell isoliert werden konnten. Demineralisierte Knochenmatrices (DBM) werden vom Deutschen Institut für Zell- und Gewebeersatz Leipzig (DIZG) zur Anwendung als Knochenersatzmaterial angeboten. Die verwendeten DBM entstammen einem Ausgangsmaterial, das aus Femurdiaphysen der Spezies Chinchilla-Bastard Kaninchen gewonnen und analog dem Aufbereitungsprozeß der humanen DBM hergestellt wurden. Das Herstellungsverfahren ist in Tabelle 4 schematisch dargestellt.

Nach der mechanischen Entfernung von Weichgeweben und der Grobzerkleinerung des Knochens wird durch mehrfaches mechanisches Spülen der verbliebene Knochenmarkanteil entfernt. Die Vorentfettung erfolgt in einem Gemisch aus je einem Volumenteil Chloroform und Ethanol bzw. Methanol unter Schütteln bei Raumtemperatur und Wechsel des Extraktionsmediums nach 15 und 60 Minuten. Dem schließt sich eine Lufttrocknung bei Raumtemperatur an. Nach einer Feinmahlung und einem weiteren Entfettungs- und Trocknungsschritt erfolgt die Selektion auf die gewünschte Partikelgröße von 315 µm mit Hilfe von Differentialsieben. Das Material wird in einem Verhältnis von einem Volumenteil Knochengranulat zu 50 Volumenteilen Salzsäure (0,6 mol/l) bei Raumtemperatur und unter Schütteln demineralisiert. Der Demineralisierungsprozeß wird durch mehrmaliges Schütteln in Soerensen-Puffer abgebrochen. Anschließend wird die so behandelte Knochenmatrix in einem geschlossenen System bei Unterdruck (20 kPa) unter ständigem Schütteln bei Raumtemperatur vier Stunden sterilisiert. Das Sterilisationsmedium besteht dabei aus zwei Volumenteilen 5%iger Peressigsäure, einem Volumenteil Ethanol und einem Volumenteil Aqua ad inj.. Die Sterilisation erfolgt mit einem Volumenteil DBM und vier Volumenteilen Medium. Im Anschluß an die Peressigsäuresterilisation wird die demineralisierte Knochenmatrix dreimal mit Soerensen-Puffer und isotonischer Natriumchloridlösung (1,54 mmol/l) gewaschen. Nach der Portionierung und Gefriertrocknung (Restfeuchte <12%) ist die DBM bei Raumtemperatur mehrere Jahre lagerfähig (Versen von et al. 1989).

Neben der konventionellen Herstellungsart der DBM (im folgenden DBM-alt), die einer Empfehlung von Urist folgt (Urist et al. 1973), wurde zusätzlich eine DBM in modifizierter Extraktionsform untersucht (DBM-neu). Zu den in Abbildung 4 beschriebenen Extraktionsschritten wurde eine 24stündige Behandlung in sterilem Wasser bei einer Temperatur von 55°C vorgenommen. Dies führt zur Freilegung schwer löslicher DBM-Proteine durch Sprengung von Kollagenketten und dadurch zur Erhöhung des Anteils an osteoinduktiven Proteinkomplexen. Darüber hinaus wird diese DBM einer verminderten Anzahl von Fremdsubstanzen ausgesetzt, indem die Exposition gegenüber Lithiumchlorid, Kalziumchlorid und dem Chelatbildner Äthyldiamintetraessigsäure (EDTA) minimiert wird, ohne den Prozeß der Demineralisation oder Sterilisation zu vernachlässigen (im folgenden DBM- neu; Schnettler et al. 1998).

Im Rahmen der tierexperimentellen Studie wurden DBM-alt und DBM-neu von Chinchilla-Bastard Kaninchen verwendet und bei derselben Versuchsspezies angewendet. Die Herstellungsverfahren sind mit den dargestellten Methoden der Herstellung humaner DBM identisch (Tab.4).


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Tab. 4: Methodik zur Herstellung demineralisierter Knochenmatrix

Präparationsschritt

Materialien/Methode

Entnahme

Kühltransport

Weichteilentfernung, Vorpräparation

Vorentfettung

Lufttrockung

Feinmahlen

Entfettung

Lufttrocknung

Sieben

Demineralisiation

3 x Waschen

Sterilisation

3 x Waschen

3 x Waschen





Zwischenlagerung < 18° C


Methanol/Ethanol+Chloroform 1 : 1, 2 Stunden






Methanol/Ethanol+Chloroform 1 : 1, 2 Stunden



Differentialsiebe (315 µm), Zwischenlagerung, 0,6 mol/l Hcl (1 g DBM : 50 ml Hcl)




Soerensen-Puffer

Peressigsäure 5%, 4 Stunden

Soerensen-Puffer



mit NaOH-Lösung (1,54 mmol/l), Antibiotikazusatz in letzter Waschlösung

4.2.2.5 Autogener Knochen

Bei der Mehrzahl der Rekonstruktionen knöcherner Substanzverluste wird autogener Knochen als das ideale Knochenersatzmaterial angesehen. Aus diesem Grunde wurde in dieser Studie das autogene Knochentransplantat als Vergleichssubstanz und Referenzregion gegenüber den anderen verwendeten Knochenersatzmaterialien bei der Beurteilung des ossären Integrationsprozesses angewendet. Durch zelluläre und humorale Mechanismen im Umbau des autogenen Knochentransplantates werden die Effekte der Osteokonduktion, der Osteostimulation und der Osteoinduktion vermittelt (Rueger 1992). Obgleich autogener Knochen zum Zeitpunkt der Transplantation zelluläre Anteile enthält, kann nicht angenommen werden, daß diese die drei genannten Effekte des knöchernen Integrationsprozesses allein erbringen können (Dambe et al. [Seite 27↓]1978 u. 1981). Durch die parallel zur Revaskularisation ablaufenden Resorptionsprozesse, die zur Aufschlüsselung und Abräumung des Transplantates führen, kommt es, wie einleitend beschrieben, zur Freisetzung lokal auto- und parakrin wirkender Faktoren (siehe auch Kap.3.1). Sie bewirken durch die Bereitstellung, Differenzierung und Migration knochenbildender Zellen die Bildung neuen, trabekulär ausgerichteten Knochens, der von den Defekträndern ausgehend die Grenzen zwischen dem vitalen autochthonen Lagergewebe und dem avitalen autogenen Transplantat. Bei Revaskularisierung nach Aufschlüsselung des Transplantates durch einsprossendes Gewebe und Differenzierung aus dem angrenzenden Weich- und Knochengewebe kann sich, multifokal im Transplantat zentripetal abnehmend, ebenfalls trabekulärer Knochen bilden. Der neu gebildete Knochen lagert sich im gesamten Transplantat auf den nicht resorbierten, nicht vaskularisierten Knochenbälkchen ab. Durch die später einsetzende Remodellierungwerden die im Rahmen des schleichenden Ersatzes entstandenen Trabekel mit dem daruntergelagerten avitalen Knochengewebe abgebaut.
Dieses remodeling führt zur Bildung regulär aufgebauten osteonalen Knochens, der durch funktionelle Beanspruchung trabekulär ausgerichtet wird (Rueger 1992, Schumacher 1999).

4.2.3 Tierexperimentelle Methode

4.2.3.1 Versuchstiere und Haltung

Es wurden 21 erwachsene, weibliche Kaninchen der Rasse Chinchilla-Bastard (Charles River Wiga GmbH, Sulzfeld) mit einem Körpergewicht von 3,7 bis 6,0 kg mit einem Gewichtsmedian von 5,0 kg verwendet. Die Haltung erfolgte in zentral be- und entlüfteten vollklimatisierten Räumen in Einzel- und Bodenhaltung in der Tierexperimentellen Einrichtung des Universitätsklinikums Charité Berlin, Campus Virchow-Klinikum. Zur Fütterung wurde „Kaninchenalleinfutter“ sowie Leitungswasser ad libitum verwendet. Zugefüttert wurden Rauhfutter, Obst und Gemüse. Die Tiere waren unter Simulation der Tag-Nacht-Rhythmik von 6.00 bis 18.00 Uhr bei künstlicher Beleuchtung, von 18.00 – 6.00 Uhr bei Dunkelheit untergebracht.

4.2.3.2 Allgemeine Operationsvoraussetzungen und Implantationsregionen

Im Zeitraum von 2 Monaten (05-07/97) wurden 21 Kaninchen operiert. Fünf Implantationsregionen des Neuro- und Viscerocraniums wurde jeweils ein Knochenersatzmaterial zugeordnet. An einer sechsten Region des Unterkiefers (Referenzort) wurde ein autogenes Transplantat eingebracht (Tab.5 und Abb.4).

Tab. 5: Verwendete Knochenersatzmaterialien und Empfängerregionen

Nr.

Implantatmaterial,Transplantatmaterial

Implantations-/ Transplantationsregion

1.

2.

3.

4.

5.

6.

Autogener Knochen der Gegenseite

ß-Tricalciumphosphat-Granulat (Cerasorb®)

Hydroxylapatitkeramik-Block (Endobon®)

Calciumcarbonat-Block (Biocoral®)

DBM-neu

DBM-alt

Angulus mandibulae dexter

Angulus mandibulae sinister

Pars incisiva corporis mandibulae median

Tuberantia frontoparietalis

Os parietale median

Os nasale medain (40 mm dorsal der Nase)

Nuklearmedizinische Voruntersuchungen, Operation, Nachuntersuchungen und Opferung der Tiere [Seite 28↓]erfolgten in Narkose. Die Tiere wurden durch eine i.m.-Injektion mit Ursotamin® (Ketaminhydrochlorid 0,35 ml/kg Körpergewicht) in Kombination mit Rompun® (Xylazinhydrochlorid 0,15 ml/kg KG) anaesthesiert. Durch eine Verweilkanüle in der rechten Ohrvene wurde durch Bolusgabe nach Wirkung die Narkose aufrechterhalten. Die Operationen erfolgten unter streng aseptischen Kautelen und bei allen Tieren durch den selben Operateur.

Abb. 4: Lokalisation der Implantationsregionen

Bezeichnungen entsprechend Tab. 4

4.2.3.3 Implantation der Knochenersatzmaterialien

4.2.3.3.1 Implantation ß-Tricalciumphosphats und Transplantation autogenen Knochens

Der operative Eingriff erfolgte in Allgemeinnarkose unter Spontanatmung in Rückenlage des Tieres. Nach Hautinzision, Muskel-Periost-Präparation unter Erhalt nutritiver Gefäße wurde beidseits der Unterkieferwinkel knöchern dargestellt. Unter Kühlung mit physiologischer Kochsalzlösung wurde niedertourig mittels oszillierender Mikrosäge eine definierte Osteotomie eines bikortiko-spongiösen Knochenspans in einer Ausdehnung von 10 x 10 mm, beginnend am linken Kieferwinkel, vorgenommen. Der Defekt links wurde durch komprimierte Einlagerung von ß-Tricalicumphosphat- Granulat aufgefüllt und die periostale und muskuläre Bedeckung reponiert und mehrschichtig mit resorbierbarem Nahtmaterial verschlossen. Der rechtsseitige Defekt wurde durch das gleich groß dimensionierte (10 x 10 mm) autogene Knochentransplantat von der linken Seite rekonstruiert. Die Einlagerung und der Wundverschluß erfolgten analog.

4.2.3.3.2 Implantation des Hydroxylapatitkeramik-Blockes

Durch eine mediane submentale Hautinzision mit anschließender Darstellung der suprahyoidalen und Mundbodenmuskulatur wurde der Unterkieferknochen dargestellt. Daran schloß sich nach Periostschlitzung und Präparation eine analog zur Größe der anderen Defekte ausgeführte Ostektomie (10 x 10mm) an. Nach Blutstillung wurde ein 10 x 10 mm großer Hydroxylapatitkeramik- Block (Endobon®, Merck Darmstadt) implantiert und durch Klemmpassung fixiert. Einer Kontrolle auf harmonische Implantat-Lager-Konturen schloß sich der schichtweise Wundverschluß mit resorbierbarem Nahtmaterial an.


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4.2.3.3.3  Implantation des Calciumcarbonat-Blockes

Nach makrokopischer Implantatlagebestimmung am ungeöffneten Situs wurde nach Hautinzision in der Region des dorsalen Randes der Orbita die Calvaria dargestellt. Die Tuberantia am Übergang zwischen Os parietale und Os frontale wurde mit der bereits beschriebenen oszillierenden Säge unter Schutz der Dura mater in einer Größe von 10 x 10 mm osteotomiert und mit einem Raspatorium aus dem Lager luxiert, ohne eine Verletzung der Dura mater und eine Blutung des venösen Sinus zu provozieren. Nach Spülung mit physiologischer Kochsalzlösung zur Reinigung der Wunde von Knochensägespänen wurde der Calciumcarbonat-Block (Biocoral®, Inoteb, St.Gonnery, Frankreich) dem Implantatlager mit Hilfe von Schleifkörpern angepaßt und wandständig durch Klemmpassung inkorporiert. Nachdem der Implantatkörper mit Eigenblut durchtränkt war, wurden auch hier zuerst das Periost über dem Implantat und daraufhin die Wunde mit resorbierbarem Nahtmaterial schichtweise verschlossen (Abb.5).

4.2.3.3.4 Implantation der DBM-alt

Nach dem Austasten des Os interparietale und dem oben beschriebenen Freilegen der Calvaria wurde ein 10 x 10 mm großes Areal mit der oszillierenden Säge von dem umgebenden Knochen getrennt und unter Schonung von Dura mater und des Sinus sagittalis superior mit einem Raspatorium aus dem Lager luxiert. Nach der Spülung zur Reinigung des Defekts wurde das Knochenersatzmittel DBM-alt in das Lager eingebracht und mit einem kleinen Spatel mäßig komprimiert. Es wurde streng darauf geachtet, daß sich keine Partikel der Knochenmatrix außerhalb des iatrogen geschaffenen Defekts befanden. Nachdem das lmplantat mit Blut durchtränkt war, wurde mit dem o.g. Nahtmaterial das Periost über dem Defekt verschlossen und die Wunde durch eine Naht des Musculus scutuloauricularis superficialis medialis, eine Naht der Subcutis und der äußeren Haut versorgt.

4.2.3.3.5 Implantation der DBM-neu

Nachdem wie bei den vorangegangenen Eingriffen der Knochen von Haut und Periost befreit war, wurde im Os nasale zirka 40 mm dorsal des Margo anterior median ein 10 x 10 mm großes Knochenfragment wie oben beschrieben präpariert und der Defekt mit DBM-neu aufgefüllt und leicht komprimiert. Es wurde auf strenge Unversehrtheit der intranasalen Schleimhaut geachtet. Die folgenden Schritte sind mit denen anderer Implantat-Lokalisationen identisch.


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Abb. 5: 10x10 mm großes Calciumcarbonatkeramik-Implantat in der Kalotte nach Inkorporation durch Klemmpassung bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen

Pfeil: Implantat-Lagerknochen-Übergang

4.2.3.4 Postoperative Nachsorge und Sektion

Postoperativ wurden die Tiere bis zum 14. Tag permanent in Einzelkäfigen gehalten und täglich auf klinische Symptome untersucht. Ab dem 14. Tag post operationem wurden die Tiere zum Training des muskuloskelettalen Apparates, zur Streßreduktion und zur artgerechten Haltung alle fünf Tage in Gruppen zu je fünf Kaninchen in Bodenhaltung genommen. Die Tiere befanden sich über den gesamten Zeitraum der Studie unter regelmäßiger veterinärmedizinischer Kontrolle. Zur Explantation nach Ablauf des Beobachtungszeitraumes von neun Monaten wurden die Tiere in der oben beschriebenen Weise narkotisiert und durch intrakardiale Injektion von 10 ml einer 14,9 %igen Kaliumchlorid-Lösung (B. Braun, Melsungen AG) getötet.
Unmittelbar danach wurde die Haut geöffnet und beidseitig weit nach lateral von der Schädelmuskulatur präpariert. Danach erfolgte die großzügige Inzision der das Implantatlager umgebenden Weichteile mit einem Skalpell. Mittels oszillierender Mikrosäge wurde der umgebende Knochen in einem Abstand von 3-5 mm zur Implantatregion durchtrennt. Die interessierende Region konnte daraufhin en bloc mit periimplantärem Weichgewebslager entnommen und in 4%iger Formaldehydlösung, die zur Vermeidung von Entkalkungen des Knochens auf den pH-Wert 7,4 titriert war, fixiert werden. Der Volumenanteil der Lösung betrug mindestens das Achtfache des Probenvolumens (Abb.6).


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Abb. 6: Präparat aus der Kalotte bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate nach Einheilung eines Calciumcarbonat-Keramik-Implantates mit Lagerknochen, knöchernem Substitut und periimplantären Weichgeweben

Pfeil: makroskopische Grenzregion Lagerknochen-Implantat

4.2.3.5 Histologische Untersuchungen

4.2.3.5.1 Herstellung unentkalkter Sägeschnitte für die Lichtmikroskopie

Als Einbettungsverfahren kommen bei dem speziellen Untersuchungsmaterial nur Methoden in Betracht, mit denen sowohl das in der Probe enthaltene Weichgewebe, als auch die Hartsubstanzen mit einem Mikrotom bearbeitet werden können. Es ist dies durch Entkalkung mit nachfolgender konventioneller Paraffineinbettung möglich. Eine effektivere Methode stellt die verwandte Metacrylateinbettung dar. Hierbei kann auf eine Entkalkung verzichtet werden, und es sind geringere Schnittdicken als bei der konventionellen Parafffineinbettung möglich. Voraussetzung ist die Verwendung eines speziellen Hartschliffmikrotoms (Donath 1988) bzw. einer diamantierten Dünnschliffmaschine. Die fixierten Proben wurden folgenden Bearbeitungsschritten unterzogen: Immersionsfixation in Formaldehyd nach Lillie (pH 7,4) bei + 4 °C, Spülung in Leitungswasser, Dehydratation über eine aufsteigende Ethanolreihe (70 %, 80 %, 90 %, 96 %, 100 %) , Entfettung in einem Gemisch aus Äther-Chloroform (1:1), Einbettung in Methylmetacrylat bei 4 °C.
Nach der Polymerisation des Methylmetacrylats (38°C) wurden 50% der Präparate auf dem Sägemikrotom (Leitz 1600) jeweils 12 Serienschliffe mit einer Schichtdicke von 3 - 20 µm hergestellt und mit Technovit 9100 auf dem Präparateträger fixiert. Die anderen 50 % wurden nach der Dünnschnittmethode hergestellt. Zur Herstellung von Schnitten wurde ein Hartschnittmikrotom HM 355 (Microm, BRD) verwendet. Die Schnitte und Schliffe wurden der Oberflächenfärbung nach Giemsa, Goldner sowie unter Polarisationsbedingungen unterzogen (Gross u. Strunz 1977).

4.2.3.5.2 Enzymhistologie

Enzymhistologisch wurden an den Schliffen simultan die Aktivitäten der sauren und der alkalischen Phosphatasen dargestellt. Methylmetacrylat wurde über Xylol und Methylglycolacetat vollständig herausgelöst und das Gewebe über eine absteigende Alkoholreihe (100 %, 96 %, 90 %, 80 %, 70 %) rehydriert. Die rehydrierten Schliffe wurden zunächst für den Nachweis der alkalischen Phosphatase in einen 0,1 mol. Tris-Puffer (pH 9,0) überführt. Für den Nachweis der sauren Phosphatase wurden die Schliffe in einen 0,1 M Acetat-Puffer (pH 5,6) überführt.


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4.2.3.6  Nuklearmedizinische Diagnostik

Bei allen Versuchstieren (n = 21) wurden zeitgleich Knochendichtemessungen (n = 96) und szintigraphische Untersuchungen (n = 306) in Allgemeinnarkose vorgenommen. Die Messungen von Stoffwechselaktivität und Knochendichte wurden präoperativ sowie 14 Tage, drei, sechs und neun Monate post operationem durchgeführt. Die präoperative Messung diente der Bestimmung der physiologischen Aktivitätsverteilung in den einzelnen Implantatregionen (Abb.7).

Abb. 7: Chinchilla-Bastard-Kaninchen nach der Implantation von Knochenersatzmaterialien und Transplantation von autogenem Knochen in einer 3-Kopf-Kollimatoren-Szintilationskamera

4.2.3.6.1 Knochendichtemessung (Osteodensitometrie)

In den Untersuchungen zu der vorliegenden Arbeit kam das Bone Densitometer LUNAR® DPX - L (LUNAR® GmbH, Köln) mit dem Verfahren der Doppelphotonen-Absorptiometrie (Energie, Fensterbreite und -länge) zur Anwendung. Die Auswertung erfolgte mittels der Software LUNARO, Version 1.33 und der re gion of interest-(ROI)-Technik. Der Vergleich zwischen der präoperativen und frühen postoperativen sowie der folgenden postoperativen Knochendichtemessungen untereinander ermöglicht die Verlaufsbewertung der Knochenumbauprozesse in den verschiedenen Implantatarealen. Aus den Meßwerten der Knochendichte der manipulierten Regionen und den Werten der Halswirbelsäule als Referenzsignal (ohne Implantat) konnte ein Quotient gebildet werden, der wiederum mit dem Wert des autogenen Knochentransplantates korrelierbar war (Abb.8).

Abb. 8: Chinchilla-Bastard-Kaninchen nach der Implantation von Knochenersatzmaterialien und Transplantation von autogenem Knochen während der Doppelphotonenabsorptiometrie (Knochendichtemessung)


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4.2.3.6.2 Messung der Knochenstoffwechselaktivität (Szintigraphie)

Die Messung der Knochenstoffwechselaktivität erfolgte mittels der Tc-99m-DPD-3-Phasen-Skelettszintigraphie. Für die Voruntersuchung und die Verlaufskontrollen wurden die Tiere narkotisiert und unter standardisierten Bedingungen (Position, Tischhöhe) auf dem auf eine Höhe von minus 5,1 cm eingestellten Untersuchungstisch plaziert. Daraufhin wurden 50 MBq mit dem radioaktiven Nuklid 99-Technetium markierter Diphosphono-Propandicarbonsäure (DPD) durch die in der rechten Ohrvene liegende Verweilkanüle appliziert. Im Anschluß daran erfolgte die Frühaufnahme und nach fünf Minuten die Blutpool-Aufnahme zur Darstellung der Perfusionsphase und der Weichteilphase in planarer Aufnahmetechnik (Matrix- 128 x 128). Der Kollimator stand in einem Winkel von 180° zum Untersuchungstisch. Die Aufnahmezeit betrug fünf Minuten. Nach zwei Stunden wurde die Untersuchung mit der Spätaufnahme in planarer Aufnahmetechnik fortgesetzt. Auch hier betrug die Aufnahmedauer fünf Minuten.
Im Anschluß an die planare Spätaufnahme erfolgte die Spätaufnahme in SPECT-Technik. Während der Untersuchung rotierten drei Kollimatoren (Gamma-Kameras) in Winkelschritten von 60° insgesamt 360° um das Untersuchungsobjekt (step and shoot). Jedes Bild enthält eine Matrix von 64 x 64 Meßpunkten. Im Rahmen der vorliegenden Arbeit wurde die Gammakamera MULTISPECT 3 (Siemens Medical System Inc) verwendet, die über drei Kollimatoren verfügt. Die semiquantitative Auswertung erfolgte mit dem Programm ICONTM-Software, Version 7.1. Es wurden rechteckige ROI (region-of-interest) manuell über die betreffende Implantatregion gelegt und die Impulsrate innerhalb dieser ROI bestimmt. Eine ROI über der Halswirbelsäule (ohne Implantat) wurde als Referenzwert herangezogen.
Die Auswertung der SPECT-Untersuchungen erfolgte für die einzelnen Implantatregionen in verschiedenen Projektionen. Sowohl die Region des rechten Kieferwinkels mit dem autogenen Transplantat als auch der linke Kieferwinkel mit ß-Tricalciumphosphat und die Halswirbelsäule als Referenz wurden in transversaler Projektion ausgewertet. Alle anderen Implantate (Hydroxylapatitkeramik, Calciumcarbonat, DBM-neu und DBM-alt) wurden in sagittaler Projektion ausgewertet (Tab. 6).


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Tab. 6: Szintigraphische Projektion zur Darstellung der Implantatmaterialien in den verschiedenen Regionen

Projektion

Transplantat / Implantat

Region

transversal

autogenes Transplantat

ß-Tricalciumphosphat-Granulat

ohne Implantat (Referenz)

Kieferwinkel rechts

Kieferwinkel links

Halswirbelsäule

sagittal

Hydroxylapatitkeramik-Block

Calciumcarbonat-Block

DBM-neu

DBM-alt

ohne Implantat (Referenz)

Regio mentalis mandibulae

Calvaria

Os interparietale

Os nasale

Halswirbelsäule

Für die Auswertung der planaren posterioren Aufnahmen wurde für jede Region der Quotient aus den Flächenimpulsdichten (counts/pixel) der betreffenden ROI und der Referenzregion Halswirbelsäule ermittelt und als Maß der Aufnahme (uptakes) in der Implantatregion berechnet. Zur Semiquantifizierung des Uptakes in den Implantatregionen der in Tabelle 5 beschriebenen SPECT-Schichten wurden zusätzlich ROI-Analysen durchgeführt. Die Halswirbelsäule diente bei diesen Untersuchungen wieder als Referenzregion. Aus den mit Hilfe der SPECT-Technik ermittelten Werten und den wie bei den planaren Aufnahmen errechneten Quotienten wurden die Parameter arithmetischer Mittelwert, Medianwert, Standardabweichung und mittlerer Fehler bestimmt. Die Ergebnisse der Quotientenbestimmung wurden im zeitlichen Verlauf betrachtet und mit den anderen Implantatregionen bzw. mit der Region des autogenen Transplantates verglichen (Abb.9).

Zusätzlich zu der beschriebenen quantitativen Auswertung schloß sich eine individuelle visuelle Bewertung der ROl durch drei unabhängige Bewerter an (subjektive Validierung).

Abb. 9: Zeitliche Abfolge der Implantationen von Knochenersatzmaterialien und der skelettszintigraphischen und osteodensitometrischen Untersuchungen prä- und postoperativ

Die Statistik wurde mit dem Programm SPSS 7.5. for Windows erstellt. Zur Auswertung der metrischen, nicht normalverteilten Daten wurden die parameterfreien Testverfahren Friedman- und Wilcoxon-Test verwendet. Der Friedman-Test diente zur Überprüfung der Hypothese auf Gleichheit [Seite 35↓]der Verteilung bei mehr als zwei Gruppen, der Wilcoxon-Test bei nur zwei Gruppen. Zur Beschreibung der Daten wurden Medianwerte und als Streuungsparameter Quartile angewandt. Bei einer Irrtumswahrscheinlichkeit von 5 % ergab sich nach der Alpha-Adjustierung nach Bonferroni: α*=0,00714.


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4.3  Ergebnisse

4.3.1 Globalverlauf

Insgesamt wurden 20 Tiere in den Implantationsversuch einbezogen. Bei allen Tieren heilten die Implantate bzw. Transplantate komplikationslos ein. Zwei Tiere wiesen nach einer kämpferischen Auseinandersetzung am 10 postop. Tag je eine oberflächlich dehiszente Wundnaht ohne Kommunikation zum Implantat auf, die in der Folge nach sekundärer Wundversorgung reizlos verheilten.

Über einen Zeitraum von 9 Monaten konnten 16 Tiere der vollständigen Untersuchung unterzogen werden. Drei Tiere verstarben zwischen dem vierten und sechsten Monat, ein Tier im achten Monat post operationem. Die postmortale Sektion konnte keinen Keimnachweis erbringen. Kausale Zusammenhänge mit den operativen Eingriffen oder der Art der allogenen und alloplastischen Implantationsmaterialien konnten nicht nachgewiesen werden.
Bei sechs Tieren trat während des Untersuchungszeitraumes Skabies in der Epidermis der Ohren auf, die medikamentös erfolgreich therapiert werden konnte.
Das mittlere Körpergewicht der 16 untersuchten Tiere betrug zum Operationszeitpunkt 4150,0 g bei einer Standardabweichung von 365,72 g. Bis auf drei Ausnahmen, die eine Konstanz aufwiesen, hatten alle Tiere bis zur Sektion an Gewicht zugenommen. Im Gegensatz dazu hatten die verstorbenen Tiere zuvor bis zu 1400 g an Gewicht verloren.

4.3.2 Nuklearmedizinische Ergebnisse

Vor der Operation sowie in Abständen von 14 Tagen, drei, sechs und neun Monaten nach dem Eingriff wurden bei 16 Kaninchen skelettszintigraphische und osteodensitometrische Untersuchungen durchgeführt. Die präoperativ gewonnenen Werte der Knochenstoffwechselaktivität dienten dabei als Referenzsignal zum Vergleich im Verlauf der Nachuntersuchungen.

Bei 16 Tieren wurde die Abfolge der Untersuchungen eingehalten. Bei den im vierten bzw. sechsten Monat post operationem verstorbenen Tieren (19,1 % aller Tiere), und bei dem im siebenten Monat verstorbenen Tier (insgesamt 23,8 % aller Tiere) wurde die Abfolge der nuklearmedizinischen Untersuchungen nach drei bzw. sechs Monaten beendet.

Bei allen 16 Kaninchen war 14 Tage nach der Operation im Vergleich mit der Voruntersuchung eine deutliche Aktivitätsanreicherung sowohl in der planaren als auch in der SPECT-Darstellung in allen manipulierten Gebieten zu verzeichnen. Verschiedene farbliche Zuordnungen in Projektion auf die manipulierten anatomischen Regionen markierten unterschiedlich starke Aktivitätsniveaus von Knochenumbauprozessen.
Bei allen untersuchten Tieren traten nach anfänglich stark erhöhten hohen Radionuklidanreicherungen in der Implantat- und Periimplantatregion mit Niveaureduzierungen im Verlauf der Nachuntersuchungen auf.

Um die Vergleichbarkeit der Ergebnisse zu gewährleisten, wurden die Meßergebnisse der nuklearmedizinischen Untersuchungen doppelt normiert: Erstens auf den aktuellen Wert der Knochenstoffwechselaktivität in der Halswirbelsäule („Referenzwert“) und zweitens auf das präoperative Aktivitätsniveau („baseline-Wert“) der Implantatregion. Dieser doppelt normierte Meßwert drückt damit die relative zeitliche Änderung des Verhältnisses des Knochenstoffwechsels der manipulierten Region zur Referenzregion gegenüber dem präoperativen Aktivitätsniveau aus.

Bei den im folgenden angegebenen Prozentwerten handelt es sich um die Medianwerte der Merkmale aller über die gesamte Studie untersuchten Tiere. Der Medianwert wurde dem Mittelwert vorgezogen, weil bei den Messungen das Auftreten von kleineren oder größeren Werten gleich wahrscheinlich ist. Desweiteren wird der Medianwert durch weiter außerhalb liegende Werte nicht so stark wie der Mittelwert beeinflußt.

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4.3.2.1 Transplantatregion des autogenen Knochens

4.3.2.1.1 SPECT

Der doppelt normierte Meßwert der Knochenstoffwechselaktivität des autogenen Transplantates hatte sich zwei Wochen nach der Transplantation auf 222,98 % erhöht (signifikant). Nach drei bzw. sechs Monaten zeigte das Aktivitätsniveau Werte mit 126,42 % bzw. 108,49 % einen negativen Trend. Nach neun Monaten sank es sogar auf 80,61 % signifikant unter das Ausgangsniveau.

Fünf Tiere (31,25 %)hatten bereits drei Monate und vier Tiere (insgesamt 56,25 %) sechs Monate nach der Transplantation das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau (100 %) erreicht. Bei einem Tier war das Aktivitätsniveau auch neun Monate post operationem gegenüber dem Ausgangswert erhöht (6,25 %). 13 Tiere (81,25 %) zeigten das Phänomen, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten gegenüber den präoperativen Werten auf 79,05 % sank (Abb. 10).

Abb. 10: SPECT - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität des autogenen Transplantates über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.1.2  Planare Szintigraphie

Die planaren Aufnahmen ergaben nach 14 Tagen eine signifikante Erhöhung der Aktivität auf 178,2 %. Auch drei Monate nach dem operativen Eingriff lag der doppelt normierte Meßwert mit 123,22 % signifikant über den Ausgangswerten. Nach sechs Monaten waren die Werte der Knochenstoffwechselaktivität immer noch mit 108,17 % erhöht (nicht signifikant). Neun Monate postoperativ lag die Stoffwechselaktivität mit 91,75 % unterhalb der baseline-Untersuchungen (nicht signifikant). Ein Tier (6,25 %) hatte bereits nach drei Monaten, fünf Kaninchen (insgesamt 37,5 %) nach sechs Monaten wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau erreicht. Bei vier Tieren (25,0 %) war auch nach neun Monaten post operationem das Stoffwechselaktivitätsniveau mit 109,91 % erhöht. 11 Tiere (68,75 %) wiesen das Phänomen auf, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten postoperativ gegenüber den präoperativen Werten mit 85,71 % erniedrigt war (Abb.11).


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Abb. 11: Planar-Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität des autogenen Transplantates über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.1.3 Osteodensitometrie

Die Knochendichtemessungen der Region des autogenen Transplantates ergab folgendes Bild: Der doppelt normierte Meßwert lag zwei Wochen nach der Transplantation mit 85,59 % nicht signifikant unter den Werten der präoperativen Diagnostik. Die weiteren Untersuchungen nach drei und sechs Monaten zeigten, daß die Knochendichte über diesen Zeitraum weiter sank. Nach drei bzw. sechs Monaten lagen die Meßwerte mit 67,16 % bzw. 57,10 % signifikant unter den baseline Meßwerten. Neun Monate nach dem operativen Eingriff stiegen die Werte der Knochendichte wieder leicht an, lagen jedoch mit 62,67 % signifikant unter den Meßwerten der präoperativen Untersuchungen (Abb.12).

Abb. 12: Dynamik der Knochendichte des autogenen Transplantates über den Zeitraum von 9 Monaten


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4.3.2.2 Implantatregion ß-Tricalciumphosphat (Cerasorb®)

4.3.2.2.1 SPECT

Der doppelt normierte Meßwert der Knochenstoffwechselaktivität der Region mit dem Implantat ß-Tricalciumphosphat hatte sich zwei Wochen nach der Transplantation auf 227,73% erhöht (signifikant). Nach drei bzw. sechs Monaten zeigten die Werte mit 113,75% bzw. 100,51 % einen negativen Trend, nach neun Monaten sank die Aktivität sogar auf 73,03 % (signifikant) unter die Ausgangswerte. Fünf Tiere (31,25 %) hatten bereits nach drei Monaten, fünf weitere Tiere (insgesamt 62,5 %) sechs Monate nach der Transplantation wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau (100 %) erreicht. Bei einem Tier (6,25 %) war das Aktivitätsniveau auch neun Monate post operationem gegenüber dem Ausgangswert erhöht. 13 Tiere (81,25 %) wiesen das Phänomen auf, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten gegenüber den präoperativen Werten auf 72,22 % sank (Abb.13).

Abb. 13: SPECT - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region Cerasorb® (grau) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.2.2 Planare Szintigraphie

Die planaren Aufnahmen ergaben nach 14 Tagen eine Erhöhung der Aktivität auf 150,08 % (signifikant). Auch drei Monate nach dem operativen Eingriff lag der doppelt normierte Meßwert mit 114,26 % signifikant über den Ausgangswerten. Nach sechs Monaten ergaben die doppelt normierten Meßwerte immer noch mit 99,2 % einen statistisch nicht signifikanten, aber doch positiven Trend. Neun Monate postoperativ lag die Stoffwechselaktivität mit 88,12 % unterhalb der Ausgangswerte (nicht signifikant). Vier Tiere (25,0 %) hatten bereits nach drei Monaten, vier weitere Tiere (insgesamt 50,0 %) nach sechs Monaten wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau erreicht. Bei drei Tieren (18,75 %) war auch neun Monate postoperativ das Stoffwechselaktivitätsniveau mit 130,51 % gegenüber dem Ausgangsniveau erhöht. Mehr als die Hälfte aller Tiere (68,75 %) wiesen das Phänomen auf, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten postoperativ gegenüber den präoperativen Ausgangswerten mit 82,76 % erniedrigt war (Abb.14).


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Abb. 14: Planar-Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region Cerasorb® (grau) im Vergleich zum autologen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.2.3 Osteodensitometrie

Die Knochendichtemessungen der mit ß-Tricalciumphosphat versorgten Implantatregion ergaben folgendes Bild: Der doppelt normierte Meßwert lag zwei Wochen nach der Implantation mit 104,13 % gering und damit statistisch nicht signifikant oberhalb der Werte der präoperativen Diagnostik. Die weiteren Untersuchungen nach drei und sechs Monaten zeigten, daß die Knochendichte in diesem Zeitrahmen weiter sank. Nach drei bzw. sechs Monaten lagen die Meßwerte mit 82,46 % bzw. 75,98 % unter den Ausgangswerten (nicht signifikant). Neun Monate nach dem operativen Eingriff sanken die Werte der Knochendichte weiter und lagen mit 71,26 % signifikant unter den Meßwerten der präoperativen Untersuchungen (Abb. 15) .

Abb. 15: Dynamik der Knochendichte der Region Cerasorb® (grau) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den zeitraum von 9 Monaten


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4.3.2.2.4  SPECT

Die Knochenstoffwechselaktivität der Implantatregion mit einer Hydroxylapatitkeramik hatte sich zwei Wochen nach der Transplantation auf 169,74 % erhöht (signifikant). Nach drei Monaten lagen die Meßwerte mit 146,37 % oberhalb der baseline-Daten (signifikant). Auch nach sechs Monaten zeigten die Untersuchungen, daß die Knochenstoffwechselaktivität mit 113,72 % über der präoperativ gemessenen lag (nicht signifikant). Die Messungen nach neun Monaten zeigten tendentiell ein weiteres Absinken der Knochenstoffwechselaktivität auf 87,65 % bezogen auf die baseline-Werte. Drei Tiere (18,75 %) hatten bereits nach drei Monaten, vier Tiere (insgesamt 43,75 %) sechs Monate nach der Transplantation wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau erreicht. Bei fünf Tieren war das Aktivitätsniveau neun Monate post operationem gegenüber dem Ausgangswert erhöht (31,25 %). 10 Tiere (62,5 %) wiesen das Phänomen auf, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten gegenüber den präoperativen Werten auf 73,08 % sank (Abb.16).

Abb. 16: SPECT - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region Endobon® (blau) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.2.5 Planare Szintigraphie

Die planaren Aufnahmen ergaben nach 14 Tagen eine Erhöhung der Aktivität auf 128,2% (signifikant). Auch drei bzw. sechs Monate nach dem operativen Eingriff lag der doppelt normierte Meßwert mit 117,12 % bzw. 109,01 % signifikant über den Ausgangswerten. Neun Monate postoperativ hatte die Stoffwechselaktivität mit 97,45 % ein Niveau unterhalb der Ausgangswerte erreicht (nicht signifikant). Zwei Tiere (12,5 %) hatten bereits nach sechs Monaten wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau (100 %) erreicht. Bei drei Tieren (18,75 %) war auch nach neun Monaten post operationem das Stoffwechselaktivitätsniveau auf 114,37 % erhöht. Acht Tiere (50,0 %) zeigten das Phänomen, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten postoperativ gegenüber den präoperativen Werten mit 87,57 % erniedrigt war (Abb.17).


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Abb. 17: Planar - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region Endobon® (blau) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.2.6 Osteodensitometrie

Die Knochendichtemessungen der mentalen Implantatregion mit Hydroxylapatit ergaben folgendes Bild: Der doppelt normierte Meßwert lag zwei Wochen nach der Implantation bei 73,58 % und damit unterhalb der Werte der präoperativen Diagnostik (signifikant). Die Untersuchung nach drei Monaten zeigte, daß die Knochendichte mit Meßwerten von 72,24 % in diesem Zeitraum fast konstant blieb und damit ebenfalls signifikant unter den baseline-Meßwerten. Nach sechs Monaten lagen die Meßwerte mit 55,69 % signifikant unter den präoperativen Meßwerten. Neun Monate nach dem operativen Eingriff stieg die Knochendichte wieder leicht an, lag aber mit 57,60 % signifikant unter den Meßwerten der präoperativen Untersuchungen (Abb.18).

Abb. 18: Dynamik der Knochendichte der Region Endobon® (blau) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten


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4.3.2.3 Implantatregion Calciumcarbonat (Biocoral®)

4.3.2.3.1 SPECT

In dieser Implantatregion kam es nach zwei Wochen zu einem signifikanten Anstieg des doppelt normierten Meßwertes auf 161,67 %. Drei Monate post operationem lagen die Werte mit 146,14 % oberhalb der baseline-Untersuchung (signifikant). Nach sechs Monaten lagen die Meßwerte mit 109,69 % noch über den präoperativ gemessenen Werten (nicht signifikant), nach neun Monaten aber mit 90,91 % unter diesen Werten (nicht signifikant). Zwei Tiere (12,5 %) hatten bereits drei Monate, sechs weitere (insgesamt 50,0 %) sechs Monate nach der Implantation wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau (100 %) erreicht. Bei fünf Tieren (31,25 %) war die Aktivität auch neun Monate post operationem mit 122,50 % gegenüber dem Ausgangswert erhöht. 10 Tiere (62,5 %) zeigten das Phänomen, daß der lokale Knochenstoffwechsel nach neun Monaten gegenüber den präoperativen Werten auf 77,84 % sank (Abb.19).

Abb. 19: SPECT - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region Biocoral® (gelb) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.3.2 Planare Szintigraphie

Die planaren Aufnahmen ergaben nach 14 Tagen eine signifikante Aktivitätserhöhung auf 116,30 %. Drei Monate nach dem Eingriff lag der doppelt normierte Meßwert mit 109,42 % signifikant über den Ausgangswerten. Nach sechs Monaten waren die Werte der Knochenstoffwechselaktivität zwar mit 103,57 % erhöht, diese Erhöhung erwies sich jedoch als nicht signifikant. Neun Monate postoperativ lag die Stoffwechselaktivität mit 93,09 % unterhalb der baseline-Untersuchungen (nicht signifikant). Zwei Tiere (12,5 %)hatten bereits nach drei Monaten, sieben weitere (insgesamt 56,25 %) nach sechs Monaten wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau erreicht. Bei zwei Tieren (12,5 %) war auch nach neun Monaten post operationem das Stoffwechselaktivitätsniveau mit 113,22 % erhöht. 12 Tiere (68,75 %) zeigten das Phänomen, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten gegenüber den präoperativen Werten mit 92,78 % nicht signifikant erniedrigt war (Abb. 20).


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Abb. 20: Planar - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region Biocoral® (gelb) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.3.3 Osteodensitometrie

Die Auswertung der Knochendichtemessungen der Implantatregion Biocoral® ergab keine statistisch signifikanten Resultate. Bezogen auf die Zeit zeigten sich jedoch Unterschiede als Ausdruck des qualitativen Maßes der Knochendichte. Der doppelt normierte Meßwert lag zwei Wochen nach der Implantation mit 96,52 % gering unter den Werten der präoperativen Diagnostik. Die Untersuchungen nach drei Monaten ergaben, daß die Knochendichte weiter auf 70,44 % des Ausgangsniveaus sank. Nach sechs Monaten zeigten die Messungen mit Werten von 77,58 %, daß sich die Werte auf diesem Niveau stabilisiert hatten. Neun Monate nach dem operativen Eingriff stiegen die Werte der Knochendichte wieder leicht an, lagen aber mit 91,78 % unter den Meßwerten der präoperativen Untersuchungen (Abb. 21).

Abb. 21: Dynamik der Knochendichte der Region Biocoral® (gelb) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten


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4.3.2.4 Implantatregion DBM-neu

4.3.2.4.1 SPECT

Die Knochenstoffwechselaktivität der Implantatregion mit DBM-neu hatte sich zwei Wochen nach der Transplantation auf 145,75 % erhöht (signifikant). Nach drei Monaten lagen die Werte mit 130,66 % signifikant über den baseline-Werten. Sechs Monate nach der Implantation sanken die Werte auf 109,36 %, lagen damit aber im Trend immer noch über den präoperativen Daten. Nach neun Monaten zeigte sich ein negativer Trend. Die Aktivität lag mit 87,58 % unter den baseline-Werten. Zwei Tiere (12,5 %) hatten bereits drei Monate, vier weitere (insgesamt 37,5 %) sechs Monate nach der Transplantation wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau erreicht. Bei fünf Tieren (31,25 %) war das Aktivitätsniveau auch neun Monate post operationem gegenüber dem Ausgangswert mit 111,6 % erhöht. 11 Tiere (68,75 %) zeigten das Phänomen, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten gegenüber den präoperativen Werten auf 84,30 % sank (Abb. 22).

Abb. 22: SPECT - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region DBM-neu (grün) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.4.2 Planare Szintigraphie

Die planaren Aufnahmen ergaben nach 14 Tagen eine signifikante Aktivitätserhöhung auf 120,72 %. Auch drei Monate nach dem operativen Eingriff lag der doppelt normierte Meßwert mit 112,82 % signifikant über den Ausgangswerten. Nach sechs Monaten waren die Werte der Knochenstoffwechselaktivität immer noch mit 104,09 % erhöht (nicht signifikant). Neun Monate postoperativ lag die Stoffwechselaktivität mit 99,12 % nur leicht unterhalb der baseline-Untersuchungen (nicht signifikant). Sechs Tiere (37,5 %) hatten bereits nach sechs Monaten wieder das präoperative Ausgangsniveau erreicht. Bei drei Tieren (18,75 %) war auch neun Monate post operationem der lokale Knochenstoffwechsel mit 113,27 % erhöht. Sieben Tiere (43,75 %) zeigten das Phänomen, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten postoperativ gegenüber den präoperativen Werten mit 90,99 % erniedrigt waren (Abb. 23).


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Abb. 23: Planar - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region DBM-neu (grün) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.4.3 Osteodensitometrie

Die Knochendichtemessungen der Implantatregion DBM-neu ließen sich wie folgt quantifizieren: Die Knochendichte lag zwei Wochen nach der Implantation mit 82,24 % unter den Werten der präoperativen Diagnostik (nicht signifikant). Die Untersuchungen nach drei bzw. sechs Monaten zeigten, daß die Knochendichte mit mit 79,62 % bzw. 73,37 % signifikant unterhalb der baseline-Werte lag und mit zunehmender Untersuchungszeit geringer wurde. Neun Monate nach dem operativen Eingriff stieg die Knochendichte im Vergleich zur vorhergehenden Untersuchung wieder leicht an, lag jedoch mit 83,71 % signifikant unter den Meßwerten der präoperativen Untersuchungen (Abb.24).

Abb. 24: Dynamik der Knochendichte der Region DBM-neu (grün) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten


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4.3.2.5  Implantatregion DBM-alt

4.3.2.5.1 SPECT

Die Knochenstoffwechselaktivität der Region mit dem Implantat DBM-alt hatte sich zwei Wochen nach der Transplantation auf 131,17 % erhöht (signifikant). Nach drei Monaten lagen die Werte mit 125,32 % signifikant über den baseline-Werten. Sechs Monate nach der Implantation sanken die Meßwerte auf 102,03 %, lagen damit aber immer noch über den präoperativen Daten (nicht signifikant). Nach neun Monaten sank die Aktivität auf 86,29 % (nicht signifikant) unter die baseline-Werte. Zwei Tiere (12,5 %) hatten bereits drei Monate, fünf weitere (insgesamt 43,75 %) sechs Monate nach der Implantation wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau erreicht. Bei fünf Tieren (32,25 %) war das Aktivitätsniveau auch neun Monate post operationem mit 115,44 % gegenüber dem Ausgangswert erhöht (nicht signifikant). Neun Tiere (56,25 %) zeigten das Phänomen, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten gegenüber den präoperativen Werten statistisch signifikant auf 69,87 % sank (Abb. 25).

Abb. 25: SPECT - Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region DBM-alt (türkis) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.5.2 Planare Szintigraphie

Die planaren Aufnahmen ergaben nach 14 Tagen eine Erhöhung der Aktivität auf 129,1 % (signifikant). Auch drei bzw. sechs Monate nach dem operativen Eingriff lag der doppelt normierte Meßwert mit 116,61 % bzw. 109,97 % signifikant über den Ausgangswerten. Neun Monate postoperativ lag die Stoffwechselaktivität mit 98,11 % nur gering unterhalb der baseline-Untersuchungen (nicht signifikant). Ein Tier (6,25 %) hatte bereits nach drei Monaten, vier weitere nach sechs Monaten post operationem wieder das präoperative Knochenstoffwechselaktivitätsniveau erreicht. Bei vier Tieren (25,0 %) war auch neun Monate post operationem das Niveau mit 111,95 % erhöht. Neun Tiere (56,25 %) zeigten das Phänomen, daß die Stoffwechselaktivität nach neun Monaten postoperativ gegenüber den präoperativen Werten mit 92,44 % erniedrigt war (Abb. 26).


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Abb. 26: Planar- Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Region DBM-alt (türkis) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten

4.3.2.5.3 Osteodensitometrie

Die Knochendichtemessungen der Implantatregion DBM-alt ergaben folgendes Bild: Der doppelt normierte Meßwert lag zwei Wochen nach der Implantation mit 73,85 % signifikant unter den Werten der präoperativen Diagnostik. Die Untersuchung nach drei Monaten zeigte, daß die Knochendichte mit 75,41 % in diesem Zeitraum wieder leicht anstieg (signifikant). Nach sechs Monaten sanken die Meßwerte mit 61,85 wieder leicht ab und lagen damit signifikant unter den präoperativen Meßwerten. Neun Monate nach dem operativen Eingriff stiegen die Werte der Knochendichte signifikant auf 80,93 % der präoperativen Meßwerte (Abb. 27).

Abb. 27: Dynamik der Knochendichte der Region DBM-alt (türkis) im Vergleich zum autogenen Knochen (rot) über den Zeitraum von 9 Monaten


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4.3.3  Histologische Ergebnisse

Alle Regionen autogener Transplantationen und allogener Implantationen wurden einer histologischen Begutachtung bei unentkalkter Feinschliff- und Schnitttechnik unter verschiedenen Färbebedingungen unterzogen sowie immunhistologisch auf saure und alkalische Phosphatasereaktionen zur Bestimmung der Aktivität von Osteoklasten, Osteoblasten und Osteozysten getestet.

Bei allen Tieren gestaltete sich das histologische Erscheinungsbild außergewöhnlich einheitlich, so daß die Beschreibung der vorliegenden zellulären und Faserstrukturen im Implantatbereich, im präformierten Knochen- und Weichgewebslager sowie in den Übergangszonen Auskunft gibt über die Einheilung, das Maß der Knochenbildung, den Reifegrad des Knochens und die Reaktionen des Organismus auf die implantologische Manipulation.

4.3.3.1 Autogenes Transplantat

Nach 9 Monaten fanden sich im Bereich des autogenen Transplantates im rechten Kieferwinkel präformierte knöcherne Strukturen mit brückenartiger knöcherner Rekonstruktion durch das Transplantat selbst. Dabei wechseln Areale von Knochenneubildung in trabekulärer Anordnung mit fibrös-narbenartigen Arealen der Umgebung, kondensiertem muskulärem peritransplantärem Lagergewebe.

Abb. 28: Unterkieferknochen bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate nach autogener Knochentransplantation zur Kontinuitätsrekonstruktion mit erkennbarer Transplantationsregion, Lagerknochen und peritransplantärem Muskelgewebe

unentkalkter Mikrotomschnitt 6µm, Goldner, 30x

Der Osteotomiespalt ist nicht mehr erkennbar. Taillenartige Einengungen lassen den Übergang Transplant zum präformierten Lagerknochen erahnen, sind jedoch nicht bei allen Tieren mehr nachweisbar. Pseudarthrosen lassen sich nicht finden. In Buchten des Knochens liegt atopes Muskelgewebe in Fettgewebe eingebettet als Zeichen der chirurgischen Manipulation. Einzelne dislozierte knöcherne Fragmente im Lagergewebe sind atopisch gelegen, weisen jedoch eine reife Knochenstruktur auf. Alle drei Arten der Knochenzellen lassen sich nachweisen. Der Knochen weist histologisch die Kriterien des remodeling auf. Entzündungszeichen oder Fremdkörperreaktionen sind in keinem der Präparate des autogenen Transplantates erkennbar (Abb. 28).


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4.3.3.2  ß-Tricalciumphosphat

Nach neun Monaten zeigt sich ein homogenes feingewebliches Bild der Inkorporation und Verstoffwechslung von phasenreinem mikro- und makroporösem Tricalciumphosphat bei allen Tieren nahezu identisch. Es sind neben Knochenneubildungen in einem geringeren Ausmaß als die Defektdimensionierung sowohl intra- als auch extraossär Granula der Kristalle zu finden, die sich in einem unterschiedlichen Grad der biologischen Degradation befinden (Abb. 29).

Abb. 29: Unterkieferknochen bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate nach Implantation granulärerTricalciumphosphat-Keramik .Implantatanteile mit geringer peripherer Degradation und bindegewe-biger Einscheidung, neugebildeter Knochen und Osteoidablagerung, Fettmarkbildung

unentkalktes Schliffpräparat 5µm, Giemsa, 150x

Dabei sind die intraossär gelegenen Kristalle als gelöste Partikel in fester, grenzschichtfreier Verbindung zum Knochen mit Osteoidbildung nachweisbar, wohingegen extraossär eine bindegewebige Einscheidung der komplett erhaltenen Granula ohne Zeichen der Lösung zu finden sind. In der Übergangszone des neugebildeten, geflechtartigen Knochens mit randlich z.T. starker Osteoidbildung zum bindegewebigen Implantatlager sind Kristallgranula zu erkennen, die von Osteoid zunehmend eingemauert werden und so in den Bildungs- und Appositionsprozeß des Knochens einbezogen werden. Hier sind deutlich die Zeichen einer kompletten, frei von Fremdkörperreaktion ablaufenden Osteokonduktion zu erkennen, ohne daß bei frei liegenden Implantatanteilen eine separat vom Knochen ablaufende Osteoneogenese im Sinne der Osteoinduktion zu erkennen ist.

Die bindgewebigen periimplantären Regionen zeigen histologisch Zeichen der vermehrten Fibrosierung und Kondensation der Muskulatur als Ausdruck der chirurgischen Manipulation. Der Übergang zwischen neugebildetem, irregulärem Geflechtknochen mit Nachweis aller knöchern relevanten zellulären Strukturen und Kollagenfaservermehrung und dem präformierten Lagerknochen ist deutlich erkennbar und partiell durch Osteoidbildung überbrückt, teils in grenzschichtfreier Zone erkennbar, die sich lediglich durch die unterschiedlichen Reifegrade des Knochens diskriminieren läßt. Mittels Polarisationsprojektion gelingt deutlich die Darstellung der Ausrichtung der knöchernen Strukturen. Im neugebildeten Knochen liegen in Arealen hämatopoetischen Knochenmarks Granula, die fibrös eingeschieden und in unterschiedlichen Graden der biologischen Aufschlüsselung erkennbar sind (Abb.29,30,31).


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Abb. 30: Unterkieferknochen bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate nach Implantation granulärer Tricalciumphosphat-Keramik mit Implantatanteilen, neugebildetem Knochen, Osteoidablagerung und Degradationszeichen

unentkalktes Schliffpräparat 5µm, Giemsa, Polarisation 75x

Riesenzellen, die zahlreich dem neugebildeten Knochen und granulären Kristallstrukturen anliegen, können mit der tartratresistenten sauren Phosphatasereaktion als Osteoklasten identifiziert werden.

Insgesamt scheint die Knochenneubildung hinter der Degradation des Implantates zurückzubleiben. Dies zeigt sich in einem Ausmaß der Knochenneubildung, die geringer ist als die Dimensionierung des Implantates bei Inkorporation (Abb.31).

Abb. 31: Unterkieferknochen Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate nach Implantation granulärerTricalciumphosphat-Keramik mit intra- und extraossären Implantatanteilen, neugebildetem Knochen, Osteoidablagerung und Degradationszeichen

extraossäre Granula weisen geringeere Rersorptionen auf als im neu gebildeten Knochen liegende
(unentkalktes Schliffpräparat 5µm, Goldner, 75x)

4.3.3.3 Hydroxylapatitkeramik

Bei der makro- und mikroporösen Hydroxylapatitkeramik bietet sich ein einheitliches Bild der feingeweblichen Osteointegration. Ein grenzschichtfreier Übergang zwischen präformiertem Lagerknochen und Implantat ist kennzeichnend für die Einheilung, ohne daß gleichverteilte Zeichen einer Aufschlüsselung des Implantatmaterials zu finden sind. Eine nahezu unveränderte Volumenbeständigkeit im Vergleich zum Zeitpunkt der Implantatinkorporation ist auffällig. Vereinzelt erscheint das Implantat peripher unscharf abgegrenzt mit scharfkantigen Ausläufern. Dort liegen [Seite 52↓]mehrkernige Riesenzellen, die eine geringe Degradation zu bewirken scheinen. Teilweise finden sich

Partikel des Kritalles in phagozytierenden Riesenzellen. Im Übergang vom Implantat zum Lagerbindegewebe erfolgt eine fibrotische Durchbauung der Porositäten im Sinne einer festen mesenchymalen Implantatintegration. Auf der Oberfläche des Implantates findet eine teilweise starke grenzschichtfreie Osteoidablagerung in Nähe zum präformierten Knochen statt, die nach zentripetal abnimmt und im Zentrum selbst nicht mehr nachweisbar ist (Abb.32).

Abb. 32: Hydroxylapatitkeramik-Implantat in der Region des mentalen Unterkiefers bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate (unentkalkter Mikrotomhartschnitt 7 µm, Goldner, 30x)


postoperativ mit Zeichen eines grenzschichtfreien Implantat-Knochen-verbundes, Osteoidbildung, Fettmarkanreicherung und diskreten Degradationszeichen peripherer Implantatanteile und bindegewebiger Porenauffüllung am Übergang Lagerknochen-Implantat

Kleinste Implantatmaterialien sind losgelöst im angrenzenden Bindegewebe zu finden und zeigen die Zeichen zellulärer Abräumreaktionen, andere periphere Kristallanteile zeigen ungeformte Geröllbildungen mit Atopien bis in den präformierten Knochen hinein als Ausdruck der Osteokonduktion und –integration (Abb.33).

Eine zelluläre Aufschlüsselung des amorphen Implantatmaterials i.S. des Vorkommens knochenspezifischer Zellen findet sich nicht. In makrolakunären Arealen und Porositäten hat sich hämatopoetisches Fettmark gebildet, das Zeichen des fibrotischen Umbaus zeigt. Insgesamt ist das Hydroxylapatit sowohl knöchern durch Osteoidbildung und bindegewebige Einscheidung osteointegriert und kann nur peripher Zeichen der zellulären Aufschlüsselung durch Osteoklastenaktivität und Abräumreaktion aufweisen.


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Abb. 33: Hydroxylapatitkeramik-Implantat in der Region des mentalen Unterkiefers bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate (unentkalkter Mikrotomhartschnitt 11 µm, Goldner, 75x)

postoperativ mit Zeichen eines grenzschichtfreien Implantat-Knochen-verbundes, Fettmarkanreicherung mit bindegewebiger Degeneration und diskreten Degradations-zeichen peripherer und partikulärer zentraler Implantatanteile. Bindegewebige Porenauffüllung mit randlicher Osteoidauflagerung. Wenige zelluläre Resorptionslakunen peripher

4.3.3.4 Calciumcarbonat

Neun Monate nach der Implantation von Calciumcarbonat (Biocoral®) in die Calvaria zwischen Os frontale und Os parietale sind bei den meisten Tieren nahezu alle Phasen der Osteokonduktion zu finden. Reste des amorphen Implantates mit Mikro- und Makroporositäten finden sich neben Zonen irregulärer Knochenneubildung, Osteoidanreicherung sowie der fibrös-narbigen Überbrückung des Defektes. Diese wird in einem Maße beobachtet, das geringer ausfällt als die Dimensionierung des Implantates bei Inkorporation. Knöchern erschlossene Reste des makroskopisch erkennbaren Implantates erscheinen histologisch wie reifer, ruhender Knochen, mit konfluierenden, relativ breiten Trabekeln, bei spärlichem Vorhandensein knochenspezifischer Zellen (Abb.34).

Abb. 34: Granuläres Calciumcarbonat-Implantat bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate (unentkalkter Mikrotomhartschnitt, 8 µm, Goldner,30x)

postoperativ in der Calvaria mit Zeichen einer knöchern-bindegewebigen Defektüberbrückung. Am Übergang vom Lagerknochen zum Implantat mit bindegewebiger Grenzzone. Einzelne Ossikel mit regulärer Knochenstruktur und Osteoidbildung. Knochenbildung ohne Zeichen der osteokonduktiven Implantatwirkung


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Zentral findet sich hämatopoetisches Knochenmark. Andere Areale lassen sich durch den Wechsel von Zonen mit reifem Knochen mit denen heftiger Knochenneubildung charakterisieren. In letzteren finden sich durchgehende Osteoblastensäume, Osteoidbildung und eine reichliche Anzahl von Osteoklasten und Osteozyten im Sinne der Phase einer Osteoneogenese. Die Zonen mit Osteoidbildung sind häufiger in den Randbereichen der Defektregion, aber auch seltener zentral zu beobachten. Histologisch lassen sich in diesen Präparaten keine Entzündungszeichen nachweisen.

Die knöcherne Überbrückung des Defektes erfolgt mit einer soliden, amorphen Knochenplatte, deren Schichtdicke in etwa nur ein Drittel der Stärke des autochthonen Lagerknochens ausmacht. Die Reduzierung der Dicke erfolgt zumeist von seiten der externen Periostbedeckung, nicht von der intrakranialen Dura her. Histologisch erscheint die Knochenneubildung eher durch eine periostale Reaktion mit Induktion mesenchymaler Knochenbildungsprozesse ausgelöst zu sein, als durch eine Aufschlüsselung des Implantates vom Lagerknochen aus.

Der Übergang vom Implantat zum Lagerknochen ist ohne kennzeichnende Ausnahmen durch eine bindegewebige, kollagenfaserreiche Grenzschicht ausgezeichnet, die sich vom Rande her aus dem Periost wie eine taillenbildende Einschnürung zur Abkapselung des Implantates ausbildet und wie eine Pseudarthrose erscheint. Diese Syndesmosis zeigt Spaltbreiten um 120 μm. Hier kann eine vom Lagerknochen ausgehende Osteokonduktion nicht erkannt werden, wobei eine mesenchymale Einsprossung mit folgender vaskulärer Aufschlüsselung und zellulärer Differenzierung mesenchymaler Zellen vorstellbar erscheint. Das feingewebliche Bild läßt eher eine autark ablaufende Osteoneogenese ohne Zeichen einer Osteoinduktion vermuten, auch wenn dies aus dem Erscheinungsbild nicht nachweisbar ist (Abb.34,35).
Bei der Auswertung der Präparate mit dem Knochenersatzmaterial Calciumcarbonat finden sich im Vergleich der Versuchstiere die größten Varianzen, die sich im Grad der Knochenneubildung und dem Vorhandensein fibrös-narbigen Ersatzes äußern.


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Abb. 35: Granuläres Calciumcarbonat-Implantat bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate (unentkalkter Mikrotomhartschnitt, 6 µm, Goldner,75x)

postoperativ in der Calvaria mit Zeichen einer irregulären knöchern-bindegewebigen Defekt-überbrückung. Im Zentrum des Implantates amorphe Implantatanteile mit Zeichen der Degradation. Zahlreiche Ossikel mit regulärer Knochenstruktur und Osteoidbildung in grenzschichtfreiem Implantat-Knochen-Kontakt. Hämatopoetisches Fettmark und zelluläre Resorptionslakunen

4.3.3.5 DBM-neu

Bei der Inkorporation demineralisierter Knochenmatrix in einer erweiterten Extraktions- und Sterilisationsform in den Bereich der Occipitalkalotte zeigt sich 9 Monate post implantationem ein weitgehend knöcherner Ersatz des Defektbereiches in einem einheitlichen feingeweblichen Bild bei allen Tieren. Die inneren Dura- und äußeren Periostschichten sind in ihrer Integrität erhalten bzw. ohne Residuen wiederhergestellt. Im Bereich des periimplantären Lagerknochens findet sich eine regelrechte Dreischichtung des Knochens mit Tabula externa, Diploe und Tabula interna. Der neugebildete Knochen weist eine auffällige Volumen- und Strukturregularität auf, die gekennzeichnet ist durch irreguläre Knochenneubildung ohne Dreischichtung mit zahlreichen Spongiosabälkchen und zwischengeschalteten Kollagenfaserbündeln (Abb.36).


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Abb. 36: Knochenbildung nach Implantation von DBM-neu in die Calvaria bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate (unentkalkter Mikrotomhartschnitt, 4 µm, Goldner, 30x)

postoperativ. Knochentrabekel in wabenartiger Verbindung untereinander. Hämatopoetisches Fettmark. Knorpel- und Osteoidbildung. Eine knöcherne Schichtung der Kalotte mit Tabula ext., int. und Diploe wird bei vollständiger knöcherner Defektüberbrückung nicht gefunden

 

 

Abb. 37: Knochenbildung nach Implantation von DBM-neu in die Calvaria bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate (unentkalkter Mikrotomhartschnitt, 4 µm, Giemsa, 75x)

postoperativ. Knochentrabekel in wabenartiger Verbindung untereinander. Hämatopoetisches Fettmark. Knorpel- und Osteoidbildung. Deutliche Zeichen der desmalen und enchondralen Ossifikation als Ausdruck einer Osteoinduktion

Es besteht eine innige Verbindung zwischen autochthonem und neugebildetem Knochengewebe, ohne daß Übergangszonen i.S. des Osteomiespaltes erkennbar sind. Einzelne Osteoidbälkchen bis zu Spongiosabalken sind ohne Zusammenhang zur durchgehenden Knochenersatzschicht darstellbar ohne sind zweifelsohne autonom entstanden. In anderen Schichten des Implantatbereiches sind unterschiedliche Ausreifungen des neugebildeten Knochens erkennbar. Hier sind Osteoblastensäume mit Osteoidbildung, intraossäre Osteozyten und lakunär gelegene Osteoklasten vorhanden. Der Knochen weist die histologischen Zeichen des remodeling auf. Enchondrale Osteogenese und desmale Ossifikation mit autonom gebildeten Knochenanteilen lassen eine Osteoinduktion erkennen (Abb.37).


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4.3.3.6  DBM-alt

Im Bereich der dünnen, meist kompakten und gering spongiösen ossa nasalia der Versuchstiere ist 9 Monate post implantationem eine nahezu einheitliche und komplette Restitution des knöchernen Defektes aufgetreten. Äußere periostale und innere Abdeckung des Defektareals mit Flimmerepithel lassen eine bindegewebige und epitheliale Ausheilung erkennen. Unregelmäßige konfluierende Spongiosabälkchen und Knorpelinseln füllen den Defekt durch enchondrale Ossifikation aus. Einzelne reife Knocheninseln lagern sich in die komplette Defektüberbrückung ein. Auf der periostalen Abdeckung lagern Schichten proliferationsaktiver Chondroblasten, die in den tiefer gelegenen Ebenen zu Osteozyten differenzieren und dort reichlich Osteoid ablagern. Im Knochen finden sich Osteozyten und Osteoblasten. Einzelne Osteoklasten gestalten Zonen knöcherner Umbauregionen. Die Reife des Knochengewebes nimmt von periostal beginnend zu, so daß tiefenwärts ausgereifter Knochen häufiger zu erkennen ist. Einzelne Inseln von Knochen ohne Konfluenz zur durchgehenden Knochenschicht beweisen eine Osteoinduktion durch das Implantatmaterial, wobei der Knochen enchondraler Genese ist (Abb.38,39).

Abb. 38: Defektregion nach Implantation DBM-alt in die knöcherne Nasenpyramide bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate (unentkalkter Mikrotomhartschnitt, 4 µm, Goldner, 30x)

postoperativ. Periostale Differenzierung mit breiter Knorpelzellschicht und Knorpel- und zentraler Osteoidbildung in nicht konfluierenden Inseln. Zeichen der Osteoinduktion

 

 

Abb. 39: Defektregion nach Implantation DBM-alt in die knöcherne Nasenpyramide bei Chinchilla-Bastard-Kaninchen 9 Monate(unentkalkter Mikrotomhartschnitt, 5µm, Giemsa, 75x)

postoperativ. Unverkalkter zellreicher Knorpel und Osteoidbildung in nicht konfluierenden Inseln im Defektzentrum. Zeichen der Osteoinduktion

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4.4 Diskussion

4.4.1 Methodenkritik

Die Dynamik des Aktivitätsverlaufes knöcherner Umbauprozesse nach der Implantation allogener Knochenersatzmaterialien und autogener Knochentransplantate ergibt sich aus der Vergleichbarkeit der Ergebnisse von Ausgangssignalen und Änderungen im Verlaufe der Untersuchungen. Dazu wurden die Meßergebnisse der nuklearmedizinischen Untersuchungen doppelt normiert:

Der doppelt normierte Meßwert drückt damit die Änderung des Knochenstoffwechsels gegenüber dem präoperativenAktivitätsniveau und dem Verhältnis zur Aktivität in der Referenzregion aus. Bei den im folgenden angegebenen Prozentwerten handelt es sich um die Medianwerte aller über die gesamte Studie untersuchten Tiere. Der Medianwert wurde dem Mittelwert vorgezogen, weil bei den Messungen das Auftreten von kleineren oder größeren Werten gleich wahrscheinlich ist. Desweiteren wird der Medianwert durch weiter außerhalb liegende Werte nicht so stark beeinflußt wie der Mittelwert.

Das Tierversuchsmodell „Kaninchen“ ist durch bekanntermaßen geringgradige Dimensionierung der anatomischen Strukturen im Vergleich zu größeren Primaten einerseits und hohe Knochenstoffwechselaktivitäten andererseits ausgezeichnet. Aus diesem Grunde wurden in Anlehnung an andere Studien mit derselben Versuchsspezies knöcherne Defekte geschaffen, die sogenannte „critical size defects“ überschritten, d.h. die Verfälschung der Versuchsergebnisse durch spontane knöcherne Regenerationen ausschlossen. Solche Spontanrestitutionen werden in der Literatur mit unter 3 mm angegeben und konnten nachweisen, daß bei Leerlochversuchen trotz hoher Knochenformationsrate keine spontane knöcherne Durchbauung erfolgt, sondern lediglich eine knöcherne Verstärkung der Randstrukturen mit zentraler narbiger Restitution folgt (Katthagen u. Mittelmeier 1984; Merten et al. 1998). Die Defekte in diesem Modell lagen einheitlich für alle Regionen bei 10 x 10 mm Größe. Würde die Spontanheilung überwiegen, so müßte die Knochenheilung unabhängig von den unterschiedlichen Knochenersatzmaterialien immer ein vergleichbares quantitatives Ausmaß haben.

Der Versuch der Evaluierung der Dynamik der Stoffwechselprozesse des Knochens nach Manipulationen durch Implantat- und Transplantatinkorporationen läßt sich durch nuklearmedizinische, nicht jedoch durch röntgenologische diagnostische Verfahren objektivieren. Das Auflösungsvermögen solcher Verfahren ist gekennzeichnet durch die Anreicherung radioaktiver Tracer durch die Ankopplung an stoffwechselaktive vitale Osteoblasten. In Vorversuchen zum Auflösungsvermögen der Skelettszintigraphie zeigte sich, daß eine Signalveränderung auch durch kleiner dimensionierte Defekte bewirkt werden kann. Eine Verschärfung der Aussage wird durch die standardisierte Dimensionierung der knöchernen Defektgrößen und die Evaluierung durch eine zweidimensionale planare Szintigraphie und die zusätzliche dreidimensionale SPECT sowie unabhängig davon durch die Messung des Knochendichteverhaltens erreicht. Hierdurch sollte erreicht werden, daß der Anteil lagerspezifischer Dynamikbeeinflussungen zugunsten implantat- und defektspezifischer Signaländerungen verdrängt werden sollte. Die Lokalisationen der ROI (regions of interest), die das Vermessungsareal definieren, wurde durch drei unabhängige Untersucher bestimmt, um subjektive Verfälschungen zu minimieren. Dies entspricht einer in der Skelettszintigraphie üblichen Methodik.

Das Gewichtsverhalten der Versuchstiere bewährte sich als verläßlicher Parameter für gravierende Affektionen oder Infektionen. Die kombinierte Käfig-Bodenhaltung, in deren Verlauf sich bis auf den in der allgemeinen Methodik genannten Fall kein Kaninchen eine Verletzung zuzog, war problemlos praktikabel und erwies sich als tiergerecht. Somit können Verfälschungen der Aussage durch unkontrollierbare Änderungen des Grundumsatzes der Tiere nahezu ausgeschlossen werden.

Methodenkritisch muß angemerkt werden, daß die sechs Transplantations- bzw. Implantationsregionen eine unterschiedlich hohe Stoffwechselaktivität und unterschiedliche Typen des Lagerknochens aufweisen. Das ersatzstarke Lager des Kieferwinkels ließ a priori gegenüber [Seite 59↓]den anderen Regionen eine höhere Potenz der knöchernen Regeneration erwarten. Und so wurden Regionen physiologisch differenter Knochengrundstoffwechselaktivität betrachtet, jedoch zum einen durch doppelte Normierung szintigraphisch in ihrer absoluten Änderung der Aktivität und in Referenz zu einer Region der Wirbelsäule korreliert. Die histologische Qualität und Qantität des Endergebnisses der knöchernen Rekonstruktionen wurde unter Betrachtung der Kriterien der jeweiligen Lagerregion als Referenz bestimmt.

Die statistische Analyse der nuklearmedizinischen Ergebnisse bietet verläßliche Parameter für die Ergebnissinterpretation. In der Deskription histologischer Ergebnisse wird eine Gesamtaussage zu einzelnen Regionen und Implantatmaterialien getroffen, die bei der Einheitlichkeit der feingeweblichen Erscheinungsmuster und immunhistologischen Ergebnissen keine statistischen Analysen zuläßt. Lediglich die Korrelation der durch die Histologie gekennzeichneten Ergebnisse der Knochenumbauprozesse mit den nuklearmedizinischen Ergebnissen kann statistisch analysiert werden.

Die Frage der Übertragbarkeit tierexperimenteller Ergebnisse auf die Situation beim Menschen ist mit Einschränkungen zu befürworten. Aufgrund früherer Untersuchungen zur Osteoregeneration durch Knochenersatzmaterialien ist man in der Lage, die Leistungsparameter, die Vor- und Nachteile von einzelnen Knochensubstituten zu erkennen. Die durch Studien an Tieren gewonnenen Erkenntnisse werden heute als für den Menschen gültig anerkannt und haben sich bei der klinischen Anwendung der Implantate bestätigt, wenn auch beim Menschen und bei Tieren bezüglich der physiologisch differenten Aktivität des Knochenstoffwechsels Unterschiede bestehen. Die Grundaussagen dürfen als kongruent angesehen werden.

Es wird inauguriert, daß das Tiermodell und die gewählten Validierungsparameter geeignet sind, die Dynamik knöcherner Umbauprozesse nach der Implantation von Knochenersatzmaterialien und der Transplantation von autogenem Knochen zu objektivieren.

4.4.2 Diskussion der Ergebnisse

Die feingeweblichen Bestimmungen der Qualität und Quantität der Knochenbildung nach der Transplantation von autogenem Knochen und der Implantation verschiedener Knochenersatzmaterialien werden als das Ergebnis der biologischen Wirkungen der einzelnen Implantate und der Reaktion des Organismus auf die Implantation gewertet. Insofern kann eine Objektivierung der Dynamik der Knochenumbauprozesse nur im Zusammenhang mit dem erzielten Ergebnis der Knochenbildung oder Integration des Implantates gesehen werden. Bislang wurden viele Versuche unternommen, die biologischen Prozesse des Knochenstoffwechsels in ihrer zeitlichen Dynamik zu erfassen. Doch können terminierte Abbrüche von Versuchsmodellen, wie die Erfassung des Zustandes des Knochenumbaus zu unterschiedlichen Zeitpunkten nach operativem Knochenersatz in ihrer Zusammenfassung lediglich Summationen von Ist-Zuständen erfassen. Es besteht wie bei vielen biologischen Modellen keine lückenlose Darstellbarkeit sich ändernder biologischer Zustände.

Auch mit Hilfe der Skelettszintigraphie können nur punktuell Aktivitätszustände vitaler knochenbildender Zellen, der Osteoblasten, des Lagergewebes und des neugebildeten Knochens sowie Anreicherungen des radioaktiven Tracers im Periost erfaßt werden. Diese Methode erlaubt jedoch mit ihrer hohen Sensitivität bei bekannter geringer Spezifität, Unterschiede in Bezug auf physiologisch differente Lagerregionen und verschiedenartige bioaktive Substanzen zu bestimmen.

Der einzig bekannte Versuch der szintigrafischen Validierung bioaktiver Knochenersatzmaterialien im Tiermodell ist mit einer Studie aus dem Jahre 1983 (Pfannenberg et al. 1983) unternommen worden.
Doch scheiterte dieser an der Tatsache, daß die Spontanregeneration defiziell veränderten Knochens unbetrachtet blieb. Knochendefekte unterhalb eines Mindestmaßes (critical size defects) unterliegen der biologischen Selbstheilung und können somit keine Wertung der Wirkung von Knochenersatzmaterialien gewährleisten. Modelldefekte der vorliegenden Untersuchung wurden oberhalb der Größe spontan regenerierbarer Knochendefekte dimensioniert (10 x 10 mm) und liegen mit Sicherheit weit über dem Auflösungsvermögen verwendeter Dreikopf-Kollimatoren (7,5 mm).


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Die Korrelation der Dynamik der Knochenumbauvorgänge erfolgt mit dem Ergebnis der Transplantation oder Implantation, dem gebildeten knöchernen Substitut. Die Betrachtung der Menge an gebildetem Ersatzknochen, die Qualität des Ersatzes in der histologischen Analyse und die Wege der Knochenneubildung lassen erst die szintigraphischen Ergebnisse deuten.

4.4.2.1  Nuklearmedizinische Untersuchungen

4.4.2.1.1 Knochenszintigraphie

Sind skelettszintigrafische Untersuchungen geeignet, zwischen den durch verschiedene Knochenersatzmaterialien ausgelösten Reaktionen differenzieren zu können? Sind die erkennbaren Effekte spezifische Knochenstoffwechselantworten auf die einzelnen Knochenersatzmaterialien oder sind sie bedingt durch die unterschiedlichen Grundaktivitäten der anatomisch und physiologisch differenten Regionen?

Es scheint bei der Betrachtung der Ergebnisse der nuklearmedizinischen Untersuchungen zwei Wochen postoperativ eine Gliederung der Knochenersatzmaterialien in zwei Gruppen zu bestehen (Tab.7), die entsprechend der Quantität der spezifischen Antwort und durch die Betrachtung des Lagertyps des Wirtsknochens bestimmt wird.

Tab. 7: Gliederung der Knochenersatzmaterialien anhand der Steigerung der Knochenstoffwechselaktivität zwei Wochen post operationem und des Lagertyps nach Lexer (1911) und Schwarz (1989)

Gruppe

Knochenersatzmaterial

Stoffwechselaktivitätsteigerung

Lagertyp

  

2 Wo. post.op.

ersatzschwach

ersatzstark

1

Autogenes, knöchernes Transplantat

123,0 %

 

+

 

Cerasorb®

127,7 %

 

+

2.1

Biocoral®

61,7 %

+

 
 

Endobon®

69,7 %

+

 

2.2

DBM-neu

45,8 %

+

 
 

DBM-alt

31,2 %

+

 

Zur ersten Gruppe, charakterisiert durch eine massive Steigerung der Aktivität zwei Wochen postoperativ, gehören das autogene Transplantat und die ß-Tricalciumphosphat-Keramik. Die zweite Gruppierung wird durch die anderen verwendeten Ersatzmaterialien, Hydroxylapatitkeramik, Calciumcarbonat und die osteoinduktiv wirksamen Implantate DBM-alt und DBM-neu gebildet. Die Aktivitätssteigerungen dieser Materialien rangieren nur zwischen 31% und 70%. Den Knochenersatzmaterialien der ersten Gruppe wird in anderen Untersuchungen ein verifizierbarer osteokonduktiver Effekt bestätigt (Holmes 1979, Holmes u. Hagler 1987, Rueger 1992). Das bedeutet, daß die Architektur dieser Materialien das Eindringen des reparierenden Blastems erlaubt und fördert. Dabei ist das autogene Transplantat dem ß-Tricalciumphosphat bezüglich der maxiamlen osteokonduktiven Strecke überlegen (Rueger 1998). Das autogene Transplantat vermittelt zusätzlich einen osteostimulativen und einen osteoinduktiven Effekt. Die Osteostimulation beruht auf den parallel zur Revaskularisation des autogenen Transplantats ablaufenden frühzeitigen Resorptionsvorgängen.
Es kommt zur Freisetzung von vor allem lokal wirksamen Wachstumsfaktoren. Die angiokinetische Potenz dieser Faktoren bewirkt das Einsprossen von Kapillarschlingen, die den Antransport von [Seite 61↓]Zellen ermöglichen, die für den Wiederaufbau des Knochengewebes notwendig sind. Die chemotaktische Wirkung dieser Faktoren auf die zirkulierenden pluripotenten Stammzellen bewirkt die Anreicherung eines reagiblen Zellpools. Dieser stimulative Effekt ist auch auf lokal bereits vorhandene Präosteoblasten anzunehmen (Rueger 1998). Dieß-Tricalciumphosphat-Keramik ist azellulär und frei von organischen Verbindungen, so daß durch eine Resorption keine osteostimulativ wirksamen Faktoren freigesetzt werden können.
Trotz der durch beide Knochenersatzmittel ausgelösten unterschiedlichen Effekte der Osteokonduktion (ß-Tricalciumphosphat-Keramik) und der Osteostimulation, Osteoinduktion und Osteokonduktion (autogener Knochen) sind in den Zeitaktivitätskurven gleichartige Verläufe zu finden.

Darin zeigt sich, daß die nuklearmedizinischen Untersuchungen die überlegene Potenz des autogenen Transplantates nicht bestätigen können. Beide Aktivitätskurven verlaufen nahezu identisch. Folglich ist zumindest im ersatzstarken Lager Cerasorb® zum Knochenersatz geeignet.

Es ergibt sich die Frage nach der Eignung im ersatzschwachen Lager. Nuklearmedizinisch konnte keine spezifische Reaktion eines Knochenersatzmaterials erfaßt werden. Die dargestellten Knochenumbauvorgänge in dieser Region sind daher eine spezifische Leistung des ersatzstarken Lagers.
In der zweiten Gruppe der implantierten Knochenersatzmaterialien wird bezüglich des Verlaufes der Knochenstoffwechselaktivität eine stärkere Differenzierung zwischen den einzelnen Substanzen deutlich. Nach der Implantation einer Hydroxylapatitkeramik und einer Calciumcarbonatkeramik kam es zwei Wochen nach der Implantation zu einer vergleichbaren Steigerung der Knochenstoffwechselaktivität um ca. 62 % und 70 %. Die weiteren Untersuchungen über den Studienzeitraum ergaben einen fast parallelen, relativ gleichmäßig abfallenden Verlauf der Knochenstoffwechselaktivität. Für beide Knochen­ersatzmaterialien wird eine osteokonduktive Wirkung beschrieben. Während Biocoral® einer langsamen Ersatzresorption unterliegt, wird das Hydroxylapatitpräparat knöchern durchwachsen und nur zu einem sehr geringen Teil resorbiert. Beide Ersatz­materialien sind azellulär und frei von organischen Verbindungen. Damit ist, wie beim Cerasorb®, die Freisetzung von osteostimulativ wirksamen Substanzen auszuschließen.

Zur zweiten Gruppe gehören außerdem die beiden Modifikationen der demineralisierten Knochenmatrix DBM-alt und DBM-neu. Die Implantation von DBM-alt ergab zwei Wochen post operationem eine Steigerung der Knochenstoffwechselaktivität um ca. 31 %, von DBM-neu um 46 %. Im weiteren Verlauf der Untersuchungen näherten sich die Meßwerte für die beiden Ersatzmaterialien immer weiter an und lagen neun Monate postoperativ bei 86 % bzw. 87 % niedriger als die präoperativ ermittelten Werte.

Im Gegensatz zu den anderen verwendeten Knochenersatzmaterialien bewirkt die Implantation von demineralisierter Knochenmatrix, bedingt durch die pulverförmige Konsistenz, keine osteokonduktiven Effekte. Hingegen werden ihr, wie dem autogenen Knochentransplantat, osteoinduktive Effekte bestätigt.

Bei einer reaktionsdeterminierten Gruppierung der Ersatzmaterialien in Bezug auf die spezifischen Transplantat- und Implantatlager (Tab.7) fällt auf, daß die Ersatzmaterialien der ersten Gruppe im Kieferwinkel eingesetzt wurden. Der Bereich des Kieferwinkels ist sicher als ersatzstarkes Lager anzusehen (Lexer 1911; Schwarz et al. 1991). Die Regionen beider Ersatzmaterialien reagieren auf die Transplantation bzw. Implantation des jeweiligen Stoffes nach zwei Wochen mit einem massiven Anstieg der Knochenstoffwechselaktivität. Die Untersuchungen nach drei Monaten ergaben einen rapiden Abfall und eine Angleichung des Aktivitätsniveaus an das Niveau der anderen Materialien. Sechs Monate nach dem operativen Eingriff liegt die Aktivität des Knochenstoffwechsels im Bereich der Ausgangswerte und sinkt in den nächsten drei Monaten unter diese ab. Durch die nuklearmedizinischen Untersuchungsmethoden ist nicht zu klären, ob die starke Aktivitätssteigerung zwei Wochen nach dem Eingriff durch die spezifische Lagergenese oder durch die spezifische Leistung des Ersatzmaterials bedingt ist.

Es ist durchaus möglich, daß der ähnliche Verlauf der Knochenstoffwechselaktivität der Ersatzmaterialien der ersten Gruppe eine spezifische Leistung des Lagergewebes ist. Demnach wäre es im ersatzstarken Lager nicht entscheidend, mit welchem Ersatzmaterial der Defekt versorgt wird. Wichtig scheint lediglich, daß das Ersatzmaterial die Mechanismen der Osteokonduktion ermöglicht, damit es später zu einer Osteoneogenese kommen kann.


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Die Implantationslager der zweiten Gruppe gehören nach Lexer und Schwarz den ersatzschwachen Lagergeweben an. In allen vier Regionen ist eine Antwort auf die Implantation nachweisbar. Gegenüber der ersten Gruppe fällt sie jedoch geringer aus. Nachdem das Maximum des Aktivitätsniveaus zwei Wochen post operationem erreicht wurde, ergibt sich in dieser Gruppe ein kontinuierlicher Abfall bis zum Ende der Untersuchungen. Trotz vergleichbarer Lagertypen kommt es innerhalb der zweiten Gruppe zu einer weiteren Differenzierung in zwei Untergruppen (Tab.7). Die Stoffwechselaktivitätssteigerung zwei Wochen postoperativ von Biocoral® und Endobon® liegt zwischen 61 % und 70 %, die von DBM-alt und DBM-neu zwischen 31 % und 46 %.

Daraus läßt sich schließen, daß im ersatzschwachen Knochenlager auf jeden Fall die Implantatspezifität die Dynamik der Knochenumbauprozesse bestimmt, da sowohl die Implantatregion Mentum (Endobon®) und Kalotte (Biocoral®) sowie Nasenbein (DBM-alt) und Kalotte (DBM-neu) völlig differente Knochenstoffwechsel haben. Dieser Nachweis gelingt anhand der unterschiedlichen Grundaktivitäten. In der Reaktion nach der Implantation finden sich jedoch ähnliche Aktivitätsverläufe.

4.4.2.1.2 Osteodensitometrie

Die Osteodensitometrie ist eine diagnostische Methode, um absorptiometrische Veränderungen von Knochenmasse, -struktur und –mineralgehalt im Vergleich mit einem Referenzwert (mg Hydroxylapatit pro ml) und einer Referenzregion des Körpers (Wirbelkörper) zu erfassen (Kalender 1992).

In der Gesamtbetrachtung der osteodensitometrischen Untersuchungen scheinen die Veränderungen, die bedingt sind durch den Dichtesprung infolge von Osteotomien und anschließender Defektrekonstruktion durch verschiedene Knochenersatzmaterialien, sich statistisch selten signifikant voneinander zu unterscheiden. Allenfalls sind statistisch signifikante Abfälle der Knochendichtewerte im Vergleich der präoperativen Ausgangswerte mit den ersten postoperativen Werten und in der Folge Trends der Änderungen der Knochendichtewerte zu verzeichnen. Somit ist diese Untersuchung bei hoher Sensitivität durch eine geringe Spezifität der Diskriminierung strukturell und chemisch differenter Knochenersatzmaterialien gekennzeichnet. Die Impedanzsprünge im Vergleich der prä- und der postoperativen Werte zum einen und der postoperativen Werte zu den verschiedenen Untersuchungszeitpunkten zum anderen sind geringer ausgeprägt als die Messungen der Dynamik in den skelettszintigrafischen Untersuchungen.

In der Region der Transplantation eines autogenen Knochentransplantates kam es in der ersten postoperativen Messung zu keinem signifikanten Abfall der Knochendichte. Der Abfall der Werte in der Folge drei und sechs Monate post transplantationem war signifikant gesichert. Dies ist in Anbetracht der bekannten Phänomene des Einbaus von Knochentransplantaten erklärbar mit der Funktion als Leitschiene und dem späteren Einsetzen zellulärer Differenzierungsmechanismen und der physiologischen Remodellierung des Transplantates, in deren Folge nach Abbau der Knochentrabekel neuer, funktionell ausgerichteter Knochen aufgebaut wird. In diesem Sinne ist dann 9 Monate postoperativ ein Anstieg der Knochendichte zu werten, der einerseits Ausdruck einer knöchernen Überbrückung des Defektes ist (Anstieg der Knochendichte), andererseits aber nicht das Gesamtvolumen des präoperativen Niveaus erreicht (Knochendichte nach 9 Monaten unterhalb des Ausgangsniveaus).

Die Dynamik der Osteodensitometrie im Verlauf der Untersuchungen über einen Zeitraum von neun Monaten spiegelt sowohl die Arten der Knochenneubildung wider (Osteokonduktion, Osteoinduktion, Remodeling), als auch das Maß der Knochenneubildung (Volumendimension der Defektrekonstruktion). Dies geschieht jedoch mit geringer Spezifität und läßt sich in der Exaktheit der Methode statistisch unzureichend sichern.

Nach der Implantation einer phasenreinen ß-Tricalciumphosphatkeramik in den Bereich des Kieferwinkels kam es unmittelbar postoperativ zu einer statistisch nicht signifikanten Erhöhung der Knochendichte im Vergleich mit den Ausgangswerten. Dies läßt vermuten, daß im ROI-Fenster eine höhere Knochendichte als die des autochthonen unversehrten Knochens vorliegt. Auch wenn in der Keramik ein Ca-P- Verhältnis von 1 : 3 identisch dem im spongiösen Knochen vorliegt, so dominiert [Seite 63↓]bei dem keramischen Implantat eine höhere Dichte mineralischer Anteile, die durch die Osteodensitometrie nachgewiesen werden kann. In der Folge der Untersuchungen reduziert sich die Dichte nicht signifikant, so daß tendenziell die Degradation des Implantatmaterials (Resorption) mit einer Zunahme mesenchymaler Gewebe in der Implantatregion widerspiegelt wird. Der weitere Abfall der Knochendichte neun Monate post implantationem stabilisiert sich auf einem Niveau, das unterhalb der Dichte vor der Implantation liegt. Es hat sich, ohne statistische Beweisbarkeit, eine Konsolidierung der Resorption des Implantates und der simultanen Bildung umgebenden Knochens im Sinne des histologisch nachweisbaren Gleichgewichtes von persistierenden Keramikanteilen und aufgewachsenem Knochen eingestellt.

Hydroxylapatitkeramik wurde als makroporöses Material in gleicher Dimension wie der geschaffene Defekt in den Unterkiefer der Versuchstiere implantiert. Die Knochendichte sank postoperativ statistisch signifikant unter das Ausgangsniveau des unveränderten Knochens. Die mineralische Dichte und Masse an Mineral wird damit absorptiometrisch geringer gewertet, als sie bei Knochen nachgewiesen werden kann. In den folgenden, zeitlich verzögerten Untersuchungen tritt kein weiterer Abfall mehr ein. Neun Monate post implantationem steigt die Knochendichte, statistisch nicht signifikant im Vergleich zur Messung 6 Monate postoperativ, gering an. Die geringe Resorbierbarkeit der Hydroxylapatitkeramik hat histologisch nachweisbar ein Gleichgewicht mit dem appositionellen Aufwachsen von neuem Knochen auf die Keramikoberfläche gefunden. Diese Interpretation kann osteodensitometrisch statistisch nicht belegt werden und muß damit hypothetisch bleiben.

Die osteodensitometrischen Untersuchungen der resorbierbaren Calciumcarbonat-Keramik zeigen die gleichen Effekte wie beide anderen keramischen Materialien. Tendenziell fallen die Werte postoperativ ab und sprechen für eine geringere mineralische Dichte oder Masse an absorbierendem Material im Vergleich mit präexistentem ortsständigem Knochen. Erst im Verlauf der letzten Untersuchungen kommt es zu einer Zunahme der Knochendichte, die mit der Entstehung von neuem Knochen und der Persistenz von Keramikmaterial verbunden sein dürfte. Der Implantat-Knochen-Verbund hat geringe Volumina und damit ein geringeres Absorptionsvermögen als der präoperativ vorhandene Knochen. Diese Aussagen sind bei fehlender statistischer Belegbarkeit hypothetisch und schränken die Spezifität der Osteodensitometrie für verschiedene keramische Implantatmaterialien weiter ein.

Trotz verschiedener anatomischer Regionen des Körpers waren bei beiden osteoinduktiven Ersatzmaterialien die Verläufe der osteodensitometrischen Untersuchungen nahezu identisch. Die Dynamik nach der Implantation demineralisierter Knochenmatrixextrakte unterschied sich deutlich von der keramischer, also osteokonduktiver Knochenersatzmittel.

Nach statistisch signifikanten Abfällen der ersten postoperativen Messung trat eine weitere Reduktion der Knochendichte mit einem beweisbaren Anstieg in der Untersuchung 9 Monate postoperativ ein. Insgesamt blieben jedoch die absoluten Werte der Knochendichte mit 83,71% (DBM-neu) bzw. 80,93% (DBM-alt) signifikant unter den Ausgangsmeßwerten. Der im Vergleich zu den keramischen Materialien starke Abfall unmittelbar postoperativ ist auf das Fehlen mineralischer Bestandteile in der DBM zurückzuführen. Erst im Verlauf der Untersuchungszeit entsteht infolge der osteoinduktiven Prozesse neuer Knochen. Nach dem Knocheninduktionsessay knochenbildender Proteinkomplexe (BMP), die hauptsächlicher Bestandteil der Knochenmatrixextrakte sind, wird zwischen dem 12. Und 18. Tag nach der Implantation nicht mineralisierter Knorpel abgebaut, erste Osteoblasten und Osteoklasten differenzieren aus mesenchymalen Stammzellen und erst danach erfolgt die Mineralsalzeinlagerung mit späterer Ossikel- und Knochenmarkbildung (Cunningham u. Reddi 1992).

In der Gesamtbetrachtung der Knochendichteuntersuchungen muß diese Methode als unspezifisch zur Erfassung der Dynamik von Knochenstoffwechselprozessen nach der Transplantation autogenen Knochens oder der Implantation von Knochenersatzmaterialien gewertet werden.
Es gelingt eine Diskriminierung von Unterschieden in den osteodensitometrischen Verläufen im Vergleich osteokonduktiver keramischer Knochenersatzmaterialien und denen nicht keramischer Struktur im Sinne der verwendeten osteoinduktiven Knochenmatrixextrakte. Damit wird der Prozeß der Knochenneubildung durch Osteokonduktion oder Osteoinduktion erfaßt, nicht jedoch die Unterscheidung einzelner chemisch und morphologisch differenter keramischer Materialien. Der statistisch signifikante Abfall der Knochendichte postoperativ bei den nicht-mineralischen Implantaten ist auf das Fehlen strahlenabsorbierender Ca-P-Verbindungen zurückzuführen. Erst im [Seite 64↓]Verlaufe der Untersuchungen 3 Monate postoperativ zeichnet sich ein Anstieg der Knochendichte ab, die Ausdruck der Osteoid- und Lamellenknochenbildung ist.
Die Osteodensitometrie erfaßt damit keine Lagerspezifität, sondern knöcherne Strukturen, die sich anatomisch durch ihre Masse an Knochen unterscheiden. Die Methode ist begrenzt in der Lage, die Spezifitäten von Knochenersatzmaterialien widerzuspiegeln.

4.4.2.2 Histologische Untersuchungen

Die histologisch bestimmbaren qualitativen und quantitativen Merkmale der Knochenneubildung infolge der Transplantation von autogenem Knochen bzw. der Implantation verschiedener Knochenersatzmaterialien werden als das Ergebnis der biologischen Wirkung der einzelnen Implantate und der Reaktion des Organismus auf die Implantation gewertet. Die Ergebnisse der knochenszintigraphischen Untersuchungen zur Darstellung der Dynamik der Knochenumbauprozesse können nur im Zusammenhang mit den erzielten histologischen Ergebnissen bezüglich der Integration des Implantates sowie der Knochenneubildung betrachtet werden.

In der vorliegenden Arbeit wird die unbeeinflußte, nur physiologischen Mechanismen unterliegende, Heilung von Knochendefekten analog zur internationalen Literatur „Osteoreparation“ genannt. Erzielt eine implantierte Substanz eine fördernde Wirkung auf die Osteoreparation, d.h. sie evoziert die Bildung von Knochengewebe über dieses physiologische Maß hinaus, dann wird der durch sie ausgelöste Prozeß als „Osteostimulation“ bezeichnet. Der Begriff „Osteoinduktion“ wird streng nach international gültiger Definition gebraucht und bezeichnet den Vorgang der Auslösung eines Wachstums- oder Differenzierungsprozesses an einer bestimmten Zelle oder Zellgruppe durch andere Zellen oder Zellgruppen bzw. durch einen exogenen Reiz (Thiele 1985).

Frischer, autogener Knochen stellt das effektivste und klinisch erfolgreichste Knochenersatzmaterial dar, den Gold-Standard, an dem sich andere Substitute messen lassen müssen. Der Nachweis regelrechter knöcherner Strukturen, die sich vom präformierten Lagerknochen in ihrer trabekulären Struktur und Schichtung mit Ausbildung von kompakten peripheren Lamellen mit zentraler Spongiosamorphologie nicht unterscheiden, läßt das Ergebnis des knöchernen Ersatzes als vollständige Restitution bewerten. Lediglich das Ausmaß an funktionell ausgerichtetem Knochen läßt die Region der Transplantation erkennen. Hier findet sich eine Reduktion der Knochenstärke um bis zu 20 % im Vergleich zur Ausgangsdimension. Die Übergänge zum Lagerknochen sind grenzschichtfrei mit wiederhergestellter Kontinuität der periostalen Bedeckung gestaltet. Umgebende muskuläre und Bindegewebsschichten weisen Zeichen der Kondensation und Narbenbildung auf. Das histologische Bild zeigt alle vier im folgenden erläuterten Phänomene der Knochenneubildung, welche eine Osteoreparation ermöglichen bzw. fördern.

Osteokonduktion:

Unter Osteokonduktion wird die dreidimensionale Ausbildung von neuem Knochen an einem als Leitschiene oder Gerüst wirkenden Transplantat oder Implantat verstanden. Die weitmaschige Spongiosaarchitektur des transplantierten Knochens ist dem Vordringen des reparierenden Blastems von zentrifugal nach zentripetal dienlich und unterstützt die Durchbauung des Transplantates durch neu entstandenen, vaskularisierten, trabekulären Knochen. Dieser positive Einfluß der Transplantatstruktur erklärt sich aus der Revaskularisationsgeschwindigkeit. In der Literatur wird beschrieben, daß man feingeweblich bereits nach einer Woche im gesamten Spongiosatransplantat Umbauvorgänge in Form von Osteoblasten- und Osteoklastentätigkeit beobachten kann, die sich auf der Oberfläche der einzelnen Bälkchen vollziehen (Schweiberer et al. 1981). Daneben sieht man zwischen einzelnen Bälkchen zahlreich Geflechtknochen, der engen Kontakt zu den Gefäßen behält und von dort aus ein Gerüst aufbaut. Vier Wochen post transplantationem beginnt der Umbau zu einem ungeordneten Havers’schen System. Zwischen der achten und zwölften Woche wird dann in Form des remodeling das neue Knochengerüst einer trajektoriellen, der Lagerfunktion allmählich angepaßten Architektonik umgestaltet. Parallel zum Umbau im Transplantat vollziehen sich Umbauvorgänge im Lagerknochen. Diese führen schließlich zur Verschweißung zwischen Lagerknochen und ehemaligem Transplantat (Schweiberer et al. 1986). Die endgültige Struktur des Knochens wird erst durch den Abbau des Transplantates mit lokaler remodellierender Knochenneubildung möglich (Aldinger et al. 1991).


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Zellvermittelte Osteogenese:

Ein weiterer unbestrittener Vorteil des autogenen Knochentransplantates liegt in der Möglichkeit des Verpflanzens vitaler, knochenbildender Zellen. Dabei werden Osteoblasten und ihre Vorläuferzellen auf die Defektregion übertragen. Durch Markierung mit radioaktiven Substanzen konnte das Überleben und die Proliferation osteoblastischer Zellen eindeutig nachgewiesen werden (Ray u. Sabet 1963). Dabei ist wichtig, daß die Osteozyten klar von den Osteoblasten und ihren Vorstufen unterschieden werden. Osteozyten sind funktionell determiniert, ihre Entwicklung ist beendet und sie sind nicht mehr teilungsfähig. Sie sind in ihre Knochenhöhlen eingeschlossen und gehen bei Transplantationen immer zugrunde. Für die zellvermittelte Osteogenese sind allein das osteogenetische Keimgewebe, die Präosteoblasten und Osteoblasten wichtig. Diese lagern sich immer in der Nähe von Gefäßen auf der Oberfläche von Knochenbälkchen an, befinden sich in den Havers‘schen Kanälen sowie in den spongiösen Zwischenräumen in engem Kontakt zum Gefäßsystem. Außer Frage steht, daß das dem Transplantat anhaftende osteoblastische Keimgewebe besonders in der Frühphase der Transplantation für die erste Kontaktnahme zum Transplantatlager außerordentlich wichtig ist und zum Erfolg einer Transplantation beiträgt. Die Zellen beginnen sich bereits in den ersten Stunden nach der Transplantation zu teilen und Grundsubstanz abzusondern. Gleichzeitig erfolgt der zelluläre und enzymatische Abbau der transplantierten Knochengrundsubstanz, wodurch die überpflanzten Osteoblasten vermehrt zur Zellteilung stimuliert und pluripotente Mesenchymzellen zu Osteoblasten geformt werden. Damit beginnt die initiale Verschweißung des Transplantates mit dem Lager (Schweiberer et al. 1981).

Osteostimulation:

Die Osteoreparation wird durch das autogene Transplantat für einen unbehandelten Defekt über das physiologische Maß hinaus gesteigert. Dieser osteostimulative Effekt wird durch die Freisetzung von in der transplantierten Knochenmatrix enthaltenen, vor allem lokal auto- und parakrin wirkenden, Wachstumsfaktoren bewirkt. Der eingebrachte autogene Knochen wird durch Monozyten bzw. Makrophagen, Fremdkörperriesenzellen und Osteoklasten frühzeitig resorbiert. Dadurch erfolgt die Freisetzung der oben genannten Faktoren. Die eigentliche Stimulation bewirken pluripotente, kompetente, indeterminierte und ortsständige Zellen sowie zusätzlich determinierte, ortsständige Progenitorzellen und Osteoblasten (Rueger 1992). Die freigesetzten Faktoren führen durch ihre angiokinetische Wirksamkeit zu einem Einsprossen von Kapillarschlingen und unterstützen demzufolge den osteokonduktiven Effekt. Erst diese Vaskularisation ermöglicht den Antransport von Zellen, die für den Wiederaufbau des Knochengewebes notwendig sind. Durch die chemotaktische Wirkung der freigesetzten Faktoren auf zirkulierende, pluripotente Zellen, die über die eingesprossenen Kapillaren bis zu der Defektregion vordringen und dort aus den Gefäßen austreten, wird am Transplantationsort ein reagibler Zellpool angereichert. Unter dem Einfluß der Faktoren proliferieren und differenzieren diese Zellen und werden zur Knochenformation angeregt. Fibroblasten und Präosteoblasten differenzieren zu Osteoblasten, Osteozyten und Osteoklasten, die sich am Auf- und Umbau des Knochens beteiligen und histologisch nachweisbar sind. Durch die Bereitstellung der für die Knochenformation notwendigen Zellen entsteht neuer, vitaler, trabekulär aufgebauter Knochen. Dieser überbrückt von den Defekträndern ausgehend die Grenzen zwischen vitalem, autochthonem Gewebe und dem eingebrachten autogenen Transplantat. Der neugebildete Knochen lagert sich dabei im gesamten Transplantat auf den nicht resorbierten, nicht vaskularisierten, avitalen Knochenbälkchen ab (creeping substitution). Erst durch das später einsetzende remodeling werden die im Rahmen der creeping substitution entstandenen Trabekel wieder abgebaut und mit ihnen der darunter liegende avitale Transplantatknochen. Insgesamt führt das remodeling zur Entstehung eines osteonal aufgebauten Knochens, dessen trajektorielle Strukturierung dann vor allem eine Folge einwirkender Kräfte in der nachfolgenden Zeit ist.

Osteoinduktion:

Letztendlich findet auch ein osteoinduktiver Prozeß im autogenen Transplantat statt, der als einziger eine histologisch nachweisbare kontinuierliche knöcherne Neubildung, auch fernab vom Wirtslager, erklärt. Die Reparation erfolgt nicht aus dem umgebenden Knochen und so muß man davon ausgehen, daß die zu beobachtende Osteoreparation auch durch die Wirkung der in der Knochenmatrix des Transplantates enthaltenen Proteine auf die peritransplantären Weichgewebe vermittelt wird und auch im ersatzschwachen Lager (Muskulatur, bindegewebige Narbe) eine Knochenbildung induziert (Lexer 1911, Urist 1965).
Auch wenn es möglich ist, die Osteoreparation des knöchernen Defekts in voneinander abgegrenzte [Seite 66↓]Phasen einzuteilen, muß der Gesamtprozeß als ein Kontinuum von Reaktionen und Abläufen betrachtet werden. Die Ereignisse aus den verschiedenen Phasen treten nebeneinander auf.
Das Ergebnis der Knochenneubildung ist eine brückenartige Rekonstruktion des knöchernen Defektes, bleibt aber im vorgegebenen Versuchsansatz hinter dem Volumen des vorbestehenden Lagerknochens zurück. Resorptive Prozesse im Transplantat bilden auch neun Monate nach der Transplantation von autogenem Knochen einen größeren Anteil am Knochenumbau als solche der Osteoneogenese. Die Rekonstruktion knöcherner Defekte durch autogene Knochentransplantate läßt nach neun Monaten im Tierversuchsmodell eine vollständige Restitution mit trabekulär ausgerichtetem Knochen resultieren. Damit ist das autogene Transplantat, wie bereits beschrieben, als Referenzstandard der Knochenersatzmaterialien anzusehen.

Eine Eigenschaft der verwendeten ß-Tricalciumphosphatkeramik Cerasorb® ist der gute, meßbare, osteokonduktive Effekt, der durch die Untersuchung bestätigt wurde. Doch ist die maximale osteokonduktive Strecke wesentlich kleiner als die, die durch ein autogenes knöchernes Transplantat zu erreichen ist. Obwohl Cerasorb® in ein ersatzstarkes Lager implantiert worden war, sproß regelmäßig nur Bindegewebe bis in das Defektzentrum vor und füllte dieses auf. Der im Defekt sich neu bildende Knochen blieb auf die Implantatperipherie beschränkt, so daß das im Implantat­zentrum liegende Knochenersatzmaterial nicht vom reparierenden Blastem erreicht wurde. Die Untersuchungsergebnisse zeigen in keinem Fall eine vollständige Restitution des Defekts. Möglicherweise aufgrund von Material-, aber auch bedingt durch Lagereigenschaften, entwickelt sich trajektorieller Knochen nur an der Peripherie der eingebrachten Keramik. Es ist möglich, daß nur diejenigen Granula in das knöcherne Gerüst einbezogen werden, die für den mechanischen Kraftfluß über den Defekt notwendig sind (Rueger 1992). Eine andere Ursache für die ausbleibende Knochenbildung im Zentrum der Keramik ist möglicherweise eine schlechtere Vaskularität in Verbindung mit dem verminderten Antransport potentiell knochenbildungsfähiger Zellen. Auch kann die schnelle Auffüllung der Areale durch Bindegewebe, das das Einwachsen von Knochengewebe zu einem späteren Zeitpunkt verhindert, eine Erklärung sein (Rueger 1998). In Bezug auf den osteokonduktiven Effekt ist Cerasorb® nicht als Alternative zum freien autogenen Transplantat zu betrachten.
Die Angaben des Herstellers in der Produktinformation bezüglich der Biokompatibilität gegenüber Knochen können bestätigt werden (Heide 1995). Die histologischen und immunhistochemischen Ergebnisse der vorliegenden Arbeit weisen keine Anzeichen von Gewebereaktionen i.S. einer Entzündung, einer bindegewebigen Abkapselung oder einer Fremdkörperreaktion auf. In der oben genannten Information wird die Resorbierbarkeit, mit einer der Knochenneubildung angepaßten Resorptionsrate, als ein wesentliches positives Merkmal von Cerasorb® genannt. Die Resorptionszeit wird mit sechs bis zwölf Monaten angegeben. In den vorliegenden histologischen Präparaten finden sich neun Monate post implantationem sowohl extra- als auch intraossäre Keramikgranula, die sich in einem unterschiedlichen Grad der biologischen Degradation befinden. Die bindegewebig eingeschiedenen extraossären Granula zeigen keine Zeichen der Lösung. Aufgrund ihrer Zusammensetzung und ihrer Kristallstruktur gelten Tricalciumphosphate als löslich und resorbierbar. Ihr Abbau erfolgt über physiko-chemische Degradationsprozesse und über eine von Monozyten bzw. Makrophagen, Fremdkörperriesenzellen und möglicherweise von Osteoklasten getragene Resorption. Außerdem kann die Knochenneubildung hinter der Resorption des Implantates zurückbleiben. In dieser Untersuchung zeigt sich dies anhand des Volumens der Knochenneubildung, die geringer ist als die Dimensionierung des Implantates bei Inkorporation. Es ist ebenfalls möglich, daß die vollständige Resorption nach der Implantation ausbleibt, so daß Reste der ß-Tricalcium-phosphatkeramik noch nach Jahren morphologisch nachweisbar bleiben (Rueger 1996). Die mittlere Geschwindigkeit der Knochenneubildung beim Menschen wurde mit der durchschnittlichen Resorptionsgeschwindigkeit von ß-Tricalciumphosphatkeramiken verglichen und festgestellt, daß die Resorption deutlich langsamer verläuft (Siebert et al. 1986, Reif et al. 1998). Dies widerspricht den vorliegenden Beobachtungen. Die Untersuchungsergebnisse, die dem Cerasorb® eine vollständige Resorbierbarkeit bei simultaner Knochenneubildung unterstellen, können in der vorliegenden Studie ebenfalls nicht bestätigt werden (Heide et al. 1979, Heide, 1995).

Aufgrund des Syntheseprozesses von Cerasorb® können keinerlei organische Verbindungen enthalten sein. Die Keramik kann somit keine osteostimulativen Effekte im oben genannten Sinne bewirken, da diese nur über auf zellulärer Ebene wirksame Mediatoren erzielt werden können. Somit ist eine angiogenetische Wirkung und damit eine verbesserte Aufschlüsselung des synthetischen, anorganischen Materials durch einwachsende Kapillarschlingen nicht zu erwarten. Die Untersuchungsergebnisse anderer Versuche stimmen diesbezüglich mit den vorliegenden überein [Seite 67↓](Rueger 1998). Dennoch resultiert die Implantation von ß-Tricalciumphosphatkeramik in knöcherne Defekte in einem meßbaren osteostimulativen Effekt, der jedoch ausschließlich auf den osteokonduktiven Materialeigenschaften der Keramik sowie ihrer morphologisch-chemischen Struktur beruht. Das im Vergleich zum Knochen identische Kalzium-Phosphat-Verhältnis läßt das direkte Aufwachsen von neugebildetem Knochen zu.
Eine Osteoinduktion im Sinne der oben genannten Definition ist gleichfalls nicht möglich. Dies bedeutet, daß beim Auffüllen von langstreckigen Defekten eine multifokale Knochenentstehung im Implantat unwahrscheinlich ist.
Im Ergebnis der Implantation entsteht ein fester Knochen-Implantat-Verbund. Trotz einer vollständigen knöchernen Integration muß die Substanz wegen fehlender knöcherner Remodellierung bei Persistenz eines Anteils des Implantatmaterials mit Einschränkungen als grundsätzlich resorbierbar deklariert werden. Im Gegensatz zu tierexperimentellen Aussagen, bei denen nach zwölf Monaten eine vollständige Resorption mit nahezu regelrechter, funktionell ausgerichteter Knochenarchitekturresultiert, können diese Ergebnisse aus den vorliegenden Untersuchungen nicht gefolgert werden (Heide et al. 1979). Aus den histologischen Ergebnissen kann eine langzeitstabile Keramik im teilbelasteten Knochen durch Ausbleiben eines remodeling nicht zu einer trabekulären Spongiosaarchitektur umgebaut werden und ist demzufolge ungenügend in der Lage, auf funktionelle biomechanische Belastungen adäquat zu reagieren.

Perspektivisch könnte sich eine Eignung dieses keramischen Ersatzmaterials als Träger für die unterschiedlichen Wachstumsfaktoren und Zytokine mit ihren differenten Funktionen und Angriffspunkten herausbilden (Rueger 1996).

Die Untersuchungen zeigen in Übereinstimmung mit anderen Autoren, daß der Einfluß der verwendeten Hydroxylapatitkeramik Endobon® auf die knöcherne Durchbauung von Defekten nur im Sinne einer Leitschienenfunktion (Osteokonduktion) für den vom Defektrand einsprossenden Knochen zu sehen ist (Fischer-Brandies 1986; Merten et al. 1993, Feifel et al. 1994). Im Gegensatz zu Arbeiten von Dingeldein oder Walz konnte kein Einwachsen von Knochen bis in das Zentrum der Keramik festgestellt werden, das durch das weit offene interkonnektierende Porensystem der Keramik gefördert werden soll (Dingeldein et al. 1994; Walz et al. 1994).

Die histologischen Ergebnisse dieser Studie bestätigen neben der bekannten Biokompatibilität aufgrund der weitgehend mit Knochenmineral identischen Zusammensetzung die Osteokonduktivität von makroporösem Hydroxylapatit. Die knöcherne Integration erfolgte jedoch nur in den Randzonen mit engem Kontakt von Keramik und Knochen. Die einzelnen Keramiktrabekel wurden randständig, lamellenförmig von neugebildetem Knochen überzogen. Neun Monate nach der Implantation zeigte sich, daß die Hydroxylapatitkeramik in den Randzonen mit innigem Knochenkontakt knöchern integriert, in anderen Arealen jedoch nur bindegewebig durchwachsen war, wobei die Form und Struktur des Blockes erhalten blieb. Im Zentrum der Keramik fanden sich bindegewebsfreie Areale, so daß eine knöcherne Durchbauung der Osteotomieregion bzw. die Entstehung eines vollständigen osteoimplantären Verbundes nicht zu beobachten sind. Die porösen Räume sind teilweise mit Fettmark gefüllt.
In Bezug auf ihre Abbaubarkeit unterscheiden sich die Calciumphosphate Hydroxylapatitkeramik und ß-Tricalciumphosphatkeramik deutlich. Die Nettoresorption des Hydroxylapatits erscheint im Vergleich zum beschriebenen ß-Tricalciumphosphat sowie zum Calciumcarbonat äußerst gering.

Die synthetischen Hydroxylapatitkeramiken sind als unlöslich im physiko-chemischen Sinne zu betrachten. Hydroxylapatitkeramiken sind daher auch noch Jahre nach der Operation am Implantationsort nachzuweisen (Lemmons 1986). Diese Aussagen können duch die vorliegenden Ergebnisse bestätigt werden. Die Spongiosakeramik wurde während des Beobachtungszeitraumes nicht abgebaut, auch wenn oberflächlich gelegene Kristallite in den Grenzen an- und aus dem Verbund herausgelöst wurden. Diese im angrenzenden Bindegewebe zu findenden kleinen Keramikanteile weisen Merkmale zellulärer Abräumreaktionen auf, ohne daß eine iatrogene Verlagerung infolge der chirurgischen Manipulation angenommen werden kann. Dingeldein et. al. fanden 1994 Fremdkörperreaktionen in Verbindung mit Makrophagen und Riesenzellen nur dann in der Nachbarschaft der nicht knöchern eingeheilten Hydroxylapatitkeramik, wenn deutliche Anlösungsvorgänge an den Brücken zwischen den einzelnen Kristallen auftraten. Das tritt auf, wenn der Sintervorgang zu keiner festen Brückenbildung zwischen den einzelnen Kristalliten geführt hat oder ein zu hoher Anteil an Calziumoxid eine Sprengung des Keramikgefüges bewirkte. Es wird vermutet, daß diese sichtbaren, abgelösten Keramikpartikel am ehesten durch einen zellulär vermittelten Prozeß entstanden sind, da eine physiko-chemische Lösung der Hydroxylapatitkeramik [Seite 68↓]im biologischen Milieu nicht möglich ist. Offensichtlich haben die Resorption, der Abtransport und der Versuch der weiteren intrazellulären Auflösung der Keramik die Transport- und lytischen Kapazitäten einzelner Zellen überlastet, so daß es zum Zelltod und der nachfolgenden Freisetzung der Keramikpartikel in das umgebende Gewebe kam (Rueger 1992). Diese Anteile des Implantatmaterials scheinen ohne Zeichen von Fremdkörper- oder Entzündungsreaktionen in den Prozeß des physiologischen Knochenumbaus mit einbezogen zu werden. Eine Zuordnung der aus der Keramik herausgelösten, kleinen keramischen Partikel zu spezifischen zellulären Strukturen ist nicht möglich. Direkte Anzeichen für eine zelluläre Aufschlüsselung des amorphen Implantatmaterials im Sinne des Vorkommens knochenspezifischer Zellen konnten nicht nachgewiesen werden.
Randständige Anteile der Hydroxylapatitkeramik werden beim Einbringen in das Knochengewebe von vitalem, trabekulärem Knochen grenzschichtlos überzogen. Diese Implantatregionen fallen in der Folge sowohl für einen physiko-chemischen als auch einen zellvermittelten Abbau vollständig aus. Gerade bei der Verwendung von Hydroxylapatitkeramik sind ein remodeling mit vollständigem Abbau des Implantats und osteonalem Aufbau, sowie eine belastungsabhängige, trajektorielle Strukturierung nicht zu erwarten (Schnettler et al. 1994). Nur der den Keramiktrabekeln aufgelagerte Knochen wird in das remodeling mit einbezogen, nicht aber das Keramikgerüst, das nicht von Osteoklasten resorbiert wird (Dingeldein et al. 1994).

Partiell wird osteonal aufgebauter Knochen zwischen, auf und in den Implantaten entstehen, d.h. es entwickeln sich osteoimplantäre Verbände. Es ist jedoch nicht zu erwarten, daß sich in diesen Regionen eine osteonale und trajektorielle Strukturierung entsprechend eines nichtimplantierten Knochens der identischen Region bildet.

Die osteoimplantären Verbände stellen Regionen dar, in denen Fremdmaterial über lange Zeit unverändert im Organismus zu liegen kommt. Möglicherweise sind diese Verbände loci minoris restitentiae für inflammatorische Infektionen. Weiterhin sind sie potentielle mechanische Schwachstellen im Achsen- und im besonderen im Extremitätenskelett und können, übertragen auf die Anwendung beim Menschen, zu operationstechnischen Hindernissen werden. Schließlich werden die im Rahmen des Gesamtumbaus des Skeletts über Jahrzehnte eingebauten Keramikimplantate immer wieder sekundär über das remodeling freigesetzt. Es ist bisher unklar, ob die dann erneut beginnenden Resorptionsvorgänge mit ihren zellulären Reaktionen tatsächlich völlig unbedenklich sind.
Bedingt durch die hohe Temperatur während des Herstellungsprozesses ist die Hydroxylapatitkeramik hochrein, völlig eiweißfrei und frei von infektiösen Agenzien. Spezifische immunologische Abwehrreaktionen fehlen infolge der Entfernung aller organischen Bestandteile.
Demzufolge ist Hydroxylapatit eine langzeitstabile bioaktive Keramik, die bei einem innigen Knochen-Implantat-Verbund lediglich geringe Anzeichen der Degradation aufweist und kein funktionsorientiertes remodeling zuläßt.

Wachstumsfaktoren, welche in der extrazellulären Matrix des Knochens eingebettet sind und daraus isoliert werden können, sind verantwortlich für den kaskadenförmigen Ablauf der Knochenneubildung (Reddi 1992; Reddi u. Cunningham 1993). Diese Faktoren werden durch Hitze denaturiert, so daß diese während des Herstellungsprozesses sicher zerstört werden (Urist et al. 1972; Mohan et al. 1984). Entsprechend können weder Osteostimulation noch Osteoinduktion von Hydroxylapatit erwartet werden.

Die dem menschlichen Knochen nahezu analoge morphologische und chemische Konfiguration der Calciumcarbonatkeramik Biocoral® soll es ermöglichen, daß dieses Knochenersatzmaterial osteointegrativ und -induktiv wirksam wird (Souyris et al. 1985, Maas et al. 1990). Diese Übereinstimmung soll das Material zu einem nahezu idealen Substitut machen. Verschiedene Autoren bescheinigten dem korallinen Ersatzmaterial unabhängig voneinander eine außerordentlich gute Biokompatibilität, osteoklastische Resorptionsprozesse bei simultaner osteoblastärer Bildung neuen Knochens, eine unbegrenzbare Haltbarkeit sowie eine hohe osteogenetische Potenz (Holmes 1979, Piecuch 1982). Im Vergleich zu Hydroxylapatitkeramiken, die synthetisch, halbsynthetisch oder aus tierischem Knochen gewonnen und einer hydrothermischen Behandlung mit Pyrolyse und Sinterung unterzogen werden, bleibt beim korallinen Ersatzstoff das natürliche anorganische Skelett nach Enteiweißung, Trocknung und Sterilisation in seiner ursprünglichen Form erhalten. Es liegt ein natürliches kristallines Calciumcarbonat in Aragonitstruktur vor. Diese unterscheidet es von den bereits bekannten, aus marinen Vorstufen gewonnenen Calciumphosphatkeramiken, wie sie in Form des Algipore® oder Interpore® angewendet werden.


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Experimente zu den histomorphologischen Vorgängen nach der Implantation des biologischen Ersatzmaterials haben die Existenz von fünf sich ergänzenden und überlappenden Phasen der Resorption bis zur Knochenneubildung gezeigt (Patel et al. 1980; Roux et al. 1988). In der ersten Phase kommt es zu einer Invasion von Blutzellen und Knochenmark-Extravasaten. Über Differenzierungsprozesse tritt eine Vaskularisation im interkonnektierenden Porensystem ein. Osteoklasten resorbieren das koralline Skelett. Über weitere Differenzierungsprozesse kommen ein Knochenanbau und eine begleitende Resorption mit Kalksalzfreisetzung durch Osteoblasten zustande, wodurch Zonen von Appositionsfronten entstehen, die Geflechtknocheninseln entsprechen. In einer letzten Phase bildet sich dieser junge Knochen zu funktionell ausgerichtetem, trabekulärem Knochen um, der der Architektur des Wirtsknochens entspricht (Irrigaray et al. 1987).
Die Untersuchungsergebnisse dieser Studie können nicht alle postulierten Charakteristika des Knochenersatzmaterials Biocoral® bestätigen. Es konnte nachgewiesen werden, daß offensichtlich keine direkte Verbindung im Sinne des Einbaus des Calciumcarbonats zu dem vom Rande her appositionell einwachsenden Knochen entsteht. Die ohne Ausnahme auftretende bindegewebige, kollagene Abkapselung vom Implantat zum autochthonen Knochen, mit Spaltbreiten um 120 μm, ist ein deutliches Zeichen für eine ausbleibende, vom Lagerknochen ausgehende osteokonduktive Erschließung des Knochenersatzmaterials. Demgegenüber ist eine mesenchymale Einsprossung mit folgender vaskulärer Aufschlüsselung und zellulärer Differenzierung mesenchymaler Zellen erkennbar. Es kann geschlußfolgert werden, daß offensichtlich kein Einbau von Biocoral® in den vom Rande her appositionell einwachsenden Knochen erfolgt, sondern nach vaskulärer Aufschlüsselung des Implantatmaterials eine Degradation stattfindet, die erst später disseminierte und konfluierende Areale neugebildeten Knochens entstehen läßt.
Durch eine solide amorphe Knochenplatte erfolgt die knöcherne Überbrückung des Defektes. Die Schichtdicke der Knochenplatte macht in etwa nur 30 % der Stärke des autochthonen Lagerknochens aus. Die Reduzierung der Plattenstärke erfolgt zumeist aus der Richtung der externen Periostabdeckung, nicht von der intrakraniellen Duraabdeckung.

Die oben beschriebenen Vorgänge der Resorption des korallinen Materials und die simultane Osteoneogenese wurden durch die histologischen und immunhistochemischen Analysen bestätigt.Im Gegensatz zu den in der Literatur vermittelten Abläufen geht feingeweblich die Knochenneubildung in einem stärkeren Maße über mesenchymale Differenzierungsprozesse mit der Bildung knochenbildender Zellen mehr vom Periost aus, als daß die den Defekt begrenzenden Knochenränder Ausgangspunkt sind. Das histologische Bild vermittelt deutlicher die Zeichen der Osteostimulation als die der Osteokonduktion. Es ist eher eine autark ablaufende Osteoneogenese ohne Zeichen einer Osteoinduktion zu vermuten, wobei dies nicht eindeutig aus dem Erscheinungsbild hervorgeht. Auch andere Autoren haben festgestellt, daß Biocoral® keine Merkmale der Osteoinduktion zeigt (Aldinger et al. 1991,Soost 1996; Soost et al. 1998) .

In wenigen mikroskopischen Bildern läßt sich neben neugebildetem, irregulärem Knochen und Osteoid auch junger Knochen mit funktionell ausgerichteten parallel orientierten Zementlinien nachweisen. Dies ist als Zeichen für den funktionsbedingten und belastungsabhängigen Umbau des Knochenersatzmaterials zu betrachten. Diese Eigenschaft zeichnet Biocoral® gegenüber vielen anderen, vor allem nicht resorbierbaren, Substanzen aus. Die Defektregion muß aber, bedingt durch das ungenügende Ausmaß des gebildeten Knochens, als unvollständige Restitution deklariert werden.

Die propagierte Resorption des Implantatmaterials mit simultaner Knochenneubildung läßt sich anhand der tierexperimentellen Studie nicht nachvollziehen. Das Ausmaß der Resorption des Calciumcarbonats übersteigt das der Knochenbildung.

Bei der Auswertung der histologischen Ergebnisse der Implantatregion des Calciumcarbonats finden sich im Vergleich der Versuchstiere die größten Varianzen bezüglich des Grades der Knochenneubildung und des Vorhandenseins fibrös-narbigen Ersatzes. Die Bildung einer bindegewebigen, kollagenen Kapsel und die damit auszuschließende osteokonduktive Wirkung des Biomaterials, sowie die reduzierte Schichtdicke des Substitutes stehen in Widerspruch zu den bisher veröffentlichen Arbeiten.

Im Gegensatz zu anorganischen Materialien, die implantiert werden, um dem neugebildeten Knochen als Leitschiene zu dienen, beruht die Verwendung organischer Knochenextrakte, DBM-neu und DBM-alt, auf dem Wunsch, implantatimmanente biologische Wirkungen auszunutzen. Mechanische Eigenschaften sind dabei von sekundärer Bedeutung. Der Nachteil mineralisierter [Seite 70↓]gegenüber demineralisierter Matrix ist auf die Behinderung der Entfaltung der Aktivität der in der organischen Phase der Matrix enthaltenen osteoinduktiven Proteine bzw. Proteinkomplexe zurückzuführen. Diese Proteine sind teilweise in mineralorganischen Komplexen gebunden (ca. 15 % der aktiven Fraktion) und werden durch die Entfernung der Mineralphase mittels der chemischen Extraktion der Matrix vor der Implantation aufschlüsselbar. Weitere 60 % der aktiven Fraktion sind mit kollagenen Proteinen assoziiert, ihr Rest findet sich frei in der amorphen Grundsubstanz (Sampath u. Reddi 1984). Nach der Implantation der Matrix an ortho- oder heterotoper Lokalisation wird sie zellulär resorbiert. Ihre osteoinduktiv wirksamen Bestandteile werden freigesetzt und können erst nach Erreichen einer ausreichenden Konzentration ihre spezifischen osteoinduktiven Effekte im Gewebe entfalten.

Eine Vielzahl experimenteller Studien konnte die Osteoinduktivität demineralisierter Knochenmatrix nachweisen. Durch die Anreicherung induktiver Matrixfaktoren und die gezielte Extraktion immunologisch aktiver Bestandteile konnten die osteogenen Eigenschaften eines Implantats erheblich verbessert werden. Aufgrund osteo­induktiver Eigenschaften der im transplantierten Gewebe vorhandenen Matrix- bzw. Wachstumsfaktoren erfolgt die Differenzierung mesenchymaler Stammzellen zu Knorpel- und Knochengewebe (Urist et al. 1967, Urist u. Strates 1970).

Zusätzlich spielen auch die Defektgröße und die Lokalisation derselben eine erhebliche Rolle. Es ist zu beachten, daß die osteogenetische Kapazität eines Implantat­lagers durch seine Lokalisation im Skelettsystem bestimmt wird. Ein entscheidender Faktor ist dabei auch die Verfügbarkeit differenzierungsfähiger mesenchymaler Zellen. In den Defektregionen Os interparietale (DBM-neu) und Os nasale (DBM-alt) traten zwei erschwerende Faktoren gemeinsam auf, ein relativ großer Defekt im Verhältnis zur Speziesgröße und ein ersatzschwaches Lager. Durch die zusätzliche Beeinträchtigung durch ungünstige knöcherne Durchblutungsverhältnisse ist die Region des Os nasale als äußerst schlechtes Implantatlager einzuschätzen, das höchste Anforderungen an das Knochenersatzmaterial stellt.Erwartungsgemäß ging die Osteogenese weniger vom umgebenden Lagergewebe als vom Implantat selbst aus.

Die Knochenneubildung in Form der enchondralen Osteogenese und der desmalen Ossifikation, mit sicher autonom entstandenen Knochenbälkchen, läßt die Osteoinduktion erkennen.

Die Einschätzung der Durchblutungsverhältnisse in den oben genannten Regionen läßt sich dahingehend präzisieren, daß in der Region des Os interparietale (DBM-neu) diese noch weitaus günstiger sind als in der nasalen Region mit der DBM-alt. Dies manifestiert sich in einer stärker fortgeschrittenen Knochenneubildung in der Kalottenregion. Der neugebildete Knochen ist hier weiter ausgereift. Eine größere Anzahl von autonom entstandenen Osteoid- und Knochenbälkchen hat sich bereits sekundär miteinander verbunden.

Hier zeigt sich die Bedeutung des Zusammenwirkens induktiver Faktoren und sich differenzierender mesenchymaler Zellen. Die oben beschriebene Beobachtung überrascht nicht, da durch eine günstigere Durchblutung die Versorgung der Implantatregion mit pluripotenten Stammzellen gegeben ist und diese wiederum durch die frei werdenden Faktoren zur Knochenbildung induziert werden. Dies unterstreicht die Bedeutung zellulärer Elemente für den Ablauf osteoinduktiver Vorgänge.

Weitere wichtige Parameter zum Erzielen eines maximalen osteoinduktiven Effektes der demineralisierten Matrices sind die Partikelgröße und die Geometrie der Implantatmaterialien. Für eine optimale Wirkung werden Partikelgrößen zwischen 74 und 400 μm angegeben. Die Partikelgröße der verwendeten Matrices beträgt 315 μm und liegt damit in dem empfohlenen Bereich (Reddi und Huggins 1973; Urist et al. 1973).

Viele Autoren berichten über die demineralisierte Knochenmatrix übereinstimmend, daß nach unterschiedlich langer Implantationszeit eine positive Beeinflussung der Osteoreparation ausgelöst werden kann. Vereinzelt konnte bei der Überprüfung allogener, demineralisierter Matrix sogar eine bessere Abheilung der Defekte als bei einem autogenen Transplantat beobachtet werden (Gepstein 1986).
Die verwendeten Knochenmatrixextrakte in pulverisierter Form besitzen sehr gute osteogenetische Eigenschaften. Dort wo das Transplantat sofort eine tragende Funktion übernehmen muß, ist die Verwendung der Knochenmatrix nicht sinnvoll. Insgesamt werden die Knochenmatrixpräparate lediglich als Interimslösung gesehen, bis osteogene Wachstumsfaktoren, insbesondere die [Seite 71↓]rekombinant herstellbaren „bone morphogenetic proteins“ in Kombination mit geeigneten, resorbierbaren Trägersubstanzen bzw. Releasingsystemen, ihre klinische Verwendungsfähigkeit bewiesen haben und hierfür entsprechende Zulassungen erteilt werden können.

4.4.2.3 Korrelation nuklearmedizinischer und histologischer Untersuchungen

Im folgenden soll die Dynamik der Knochenumbauvorgänge mit dem Ergebnis der Transplantation oder Implantation, dem gebildeten knöchernen Substitut, in Beziehung gesetzt werden. Erst die Betrachtung der Quantität des gebildeten Ersatzknochens, der Qualität des Ersatzes in der histologischen Analyse und der Wege der Knochenneubildung lassen die Deutung der nuklearmedizinischen Ergebnisse zu.

Die Skelettszintigraphie ist als Methode zur Darstellung der Dynamik knochenstoffwechselrelevanter Prozesse geeignet. Dies wird durch die vorliegende Studie gezeigt. Bei ausreichender Defektgröße, der Verwendung von höchstauflösenden Kameras und der damit möglichen feinen Abbildung der Defektregion durch die nuklearmedizinischen Verfahren ist eine Darstellung durch diese Methode möglich. Dabei sei wiederholt betont, daß die Größe der iatrogenen Defekte oberhalb der Dimension der critical size defects liegen muß. Die Auflösungsgrenze der SPECT liegt bei einem Durchmesser der Region von 7,5 mm, die der planaren Aufnahmetechnik bei 12-15 mm (SIemens- Produktinformation, 1995).

Das szintigraphische Verfahren erfaßt die Aktivität vitaler Osteoblasten. Zwei Wochen postoperativ herrscht ein hohes Niveau der Osteoblastenaktivität, die im weiteren Verlauf abfällt.
Das SPECT- Verfahren ist der planaren Szintigraphie eindeutig überlegen, wobei die Aussagen der planaren Messungen die der SPECT-Untersuchung bestätigen. Die Technik der SPECT ist durch größere Schärfe und Spezifität gekennzeichnet, während Überlagerungen von knöchernen Strukturen und ein eingeschränktes Auflösungsvermögen bei der planaren Szintigraphie problematisch sind. Unter diesen Aspekten ist auch eine Studie zu werten, in der die Wechselbeziehungen bioinerter, biokompatibler und bioaktiver Implantatmaterialien zum umgebenden Knochen mit Hilfe der Skelettszintigraphie diskutiert wurden. Es wurde untersucht, inwieweit die Szintigraphie als Methode der nuklearmedizinischen Diagnostik geeignet ist, den Verlauf der Knochenregeneration nach Implantation verschiedener Materialien differenziert darzustellen. Für diese Studie wurden am Kaninchenfemur iatrogene knöcherne Defekte von der Größe 3 x 3 x 5 mm geschaffen, das Implantatmaterial eingebracht und über den Zeitraum von zwei bis siebzehn Monaten szintigraphische Untersuchungen durchgeführt. Die Messungen zeigten, daß die Szintigraphie zwar Aussagen bezüglich des Einheilungsverlaufs und – abschlusses der verwendeten Implantatmaterialien liefert, der nuklear­medizinische Befund war jedoch zu unspezifisch, um allein daraus Rückschlüsse auf Reaktionsweisen zu ziehen bzw. eine Trennung zwischen dem Verhalten der unterschiedlichen Implantatwerkstoffe vornehmen zu können (Pfannenberg et al. 1983). Dabei ist kritisch zu bemerken, daß zu Anfang der 80iger Jahre die Technik der Szintigraphie nur eine sehr eingeschränkte Auflösung der untersuchten Areale ermöglichte. Es wurden ausschließlich planare Aufnahmen durchgeführt. Außerdem wurde die Dimension der Defektregionen, bezüglich der oben genannten Problematik des eingeschränkten Auflösungsvermögens sowie der Problematik der critical size defects und der damit zusammenhängenden Spontanheilung, zu klein gewählt. Diese Arbeit bietet als einzige faktisch Referenz- und Vergleichsmöglichkeiten mit der vorliegenden Studie (Pfannenberg et al. 1983).

Die bei der Diskussion der Ergebnisse der nuklearmedizinischen Untersuchungen vorgenommene Gliederung der Knochenersatzmaterialien anhand der Steigerung der Knochenstoffwechselaktivität zwei Wochen post operationem und des Lagertyps in zwei Gruppen, soll an dieser Stelle wieder aufgenommen werden (Tab.7).
Die Ergebnisse der szintigraphischen Untersuchungen der ersten Gruppe (autogenes Transplantat, ß-Tricalciumphosphatkeramik) machen deutlich, daß das ersatzstarke Lager eine schnellere und stärkere Reaktion sowie einen schnelleren Abfall bis zum Zeitpunkt drei Monate postoperativ als das ersatzschwache Lager zeigt. Dieses ist durch eine langsamere asymptotische Angleichung an die baseline-Werte charakterisiert. Hier erfaßt die Skelettszintigraphie die durch das Mikro- und Makroporensystem der Spongiosa bzw. der ß-Tricalciumphosphatkeramik hervorgerufenen [Seite 72↓]günstigen Bedingungen für die Prozesse der Osteokonduktion. Damit ist es für das reparierende Blastem möglich, die Defektregion über die vorgegebenen Leitschienenstrukturen schnell zu erschließen und die Osteoneogenese einzuleiten. Hinzu kommt, daß das ersatzstarke Lager günstige Bedingungen für den Antransport von zellulären Elementen schafft.

In den Defektregionen, die durch Periost bedeckt sind, herrschen günstige Voraussetzungen für mesenchymale Prozesse der Knochenreparation. Bedingt durch die gute Vaskularisation des Periost wird der Antransport von Zellen, die für den Wiederaufbau des Knochengewebes notwendig sind, ermöglicht. In der Defektregion wird ein reagibler Zellpool angereichert, der unter dem Einfluß von freigesetzten Faktoren proliferiert und differenziert und somit zur Knochenformation angeregt wird.

Ein weiteres gemeinsames Charakteristikum der Materialien der ersten Gruppe ist ihre Resorbierbarkeit. Dabei ist das Transplantat vollständig, die Tricalciumphosphatkeramik eingeschränkt resorbierbar. Ein weiterer Umbau durch die Mechanismen des remodeling ist erst dann möglich. Zusätzlich zu den beschriebenen Mechanismen ist die Osteoinduktion durch freiwerdenden BMP ein weiteres Merkmal des autogenen Transplantats.

Die Region des Kieferwinkels mit den Knochenersatzmaterialien Cerasorb® und dem autogenen Transplantat zeigt im Verlauf der szintigraphischen Untersuchung nahezu identische Antworten bezüglich der Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität. Durch die Skelettszintigraphie ist es nicht möglich, die in den histologischen Präparaten deutlich gewordene Überlegenheit des autogenen Transplantates zu bestätigen. Nach den szintigraphischen Meßwerten ist Cerasorb® im ersatzstarken Lager ebenso zum Knochenersatz geeignet wie das autogene Transplantat. Die Auswertung der Szintigraphien läßt die Schlußfolgerung zu, daß die Lagerspezifität im ersatzstarken Lager größeren Einfluß hat als die Implantatspezifität; d.h. die Umgebung, die periostale Bedeckung, ein breiter, möglichst spongiöser Knochenkontakt, eine intakte Muskelmanschette etc. veranlassen eine bessere vaskuläre Aufschlüsselung, einen günstigeren Leitschieneneffekt und machen eine raschere mesenchymale Differenzierung möglich.

Die Ergebnisse der histologischen Untersuchung widersprechen jedoch dieser Schlußfolgerung. Die nahezu identischen Parameter der szintigraphischen Ergebnisse spiegeln sich nicht in denen der Histologie wider. Hätte die Knochenszintigraphie eine gleichartige Dynamik der Knochenstoffwechselvorgänge bei autogenem Transplantat und bei der ß-Tricalciumphosphatkeramik, müßte das Ergebnis der Knochenreparation der beiden Knochenersatzmaterialien nach neun Monaten vergleichbare quantitative und qualitative Charakteristika aufweisen. Das Transplantat zeigt Merkmale aller vier Mechanismen der Osteoreparation: die Osteokonduktion, die zellvermittelten Osteogenese, die Osteostimulation und die Osteoinduktion. Das Ergebnis kann man als vollständige Restitution bezeichnen, obwohl es partiell zu einer Reduktion der Knochendimension kam. Im Gegensatz dazu gibt es in der Region der ß-Tricalciumphosphatkeramik Cerasorb® keine Anzeichen einer vollständigen Restitution. Die hier sichtbaren Mechanismen der Osteoreparation sind nur die Osteokonduktion und eingeschränkt die Osteostimulation (bedingt durch gute konduktive Eigenschaften, jedoch nicht im Sinne der Definition der Osteo­stimulation durch zelluläre Prozesse). Das Implantatzentrum ist generell nur bindegewebig durchbaut. Eine Knochenneubildung findet ausschließlich in der Peripherie der Keramik statt.

Die Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität über neun Monate ist in der ersten Gruppe vergleichbar, obwohl die histologischen Ergebnisse in Bezug auf die Qualität und die Quantität der Knochenneubildung differieren. Dies läßt den Schluß zu, daß bei gleicher Lagerqualität, stärker die Lager- als die Implantatspezifität erfaßt wird.

Die zweite Gruppe(Endobon®, Biocoral®, DBM-neu, DBM-alt)kennzeichnet, daß die maximale Knochenstoffwechselaktivität der Implantatregionen zwei Wochen post operationem deutlich geringer ausfällt, als in der ersten, oben beschriebenen Gruppe. Doch ist auch hier eine erhöhte osteoblastäre Aktivität feststellbar. Weiterhin ist das Absinken der Aktivität im Zeitraum von der ersten zur zweiten postoperativen Messung in Relation zum Maximalwert geringer. Der weitere Verlauf ist durch ein gleichmäßiges, asymptotisches Absinken der Meßwerte bis zum Ende der Studie gekennzeichnet. Drei Monate post operationem liegen die Meßwerte der Regionen der zweiten Gruppe über bzw. im Bereich des autogenen Transplantats.

Auch in dieser Gruppe spiegeln sich die Ergebnisse der szintigraphischen Untersuchungen nicht in den differenten, histologisch nachgewiesenen Reparationsmechanismen wider. Die Defektregion mit [Seite 73↓]dem Knochenersatzmaterial Endobon® ist durch Reparationsmechanismen der Osteokonduktion, nicht jedoch durch die der zellvermittelten Osteogenese, gekennzeichnet. Das Substitut ist im Randbereich grenzschichtlos knöchern integriert und zentral bindegewebig durchwachsen. Die sichtbaren Resorptionserscheinungen sind äußerst gering. Das Implantat ist nach neun Monaten in Form und Struktur erhalten. Im Gegensatz dazu ist beim Biocoral®,bedingt durch die bindegewebige kollagene Kapsel, die zellvermittelte Osteogenese der vorherrschende Reparationsmechanismus. Entgegen der beschriebenen Literatur ist eine Osteokonduktion vom Lagerknochen aus nicht darstellbar. Es findet kein knöcherner Einbau des Implantatmaterials statt. Nach vaskulärer Aufschlüsselung des Implantats und anschließender zellulärer Differenzierung mesenchymaler Zellen kommt es zur Degradation. Später entstehen sekundär disseminierte und konfluierende Areale neugebildeten Knochens. Die Reduktion der Schichtdicke der amorphen Knochenplatte um zwei Drittel zwingt, die Reparation durch das ungenügendes Ausmaß von neugebildetem Knochen als unvollständige Restitution zu beschreiben. Die Resorption ist größer als die Knochenneubildung. Der neugebildete Knochen ist ein zum Teil irregulärer, partiell auch funktionell ausgerichteter Knochen. Biocoral® bewirkt eine osteostimulative und zellvermittelte Reparation, die im Vergleich zu den anderen Implantaten bzw. zum Transplantat die größten Varianzen im Ergebnis des knöchernen Substitutes aufweist.

Zur zweiten (reaktionsdeterminierten) Gruppegehören außerdem die beiden Modifikationen der demineralisierten Knochenmatrix DBM-alt und DBM-neu. Von den untersuchten Knochenersatzmaterialien weisen beide zwei Wochen post operationem die geringste Knochenstoffwechselaktivitätssteigerung auf. Dennoch ist auch in diesen Arealen der Implantation ein deutlicher Anstieg der Aktivität bezogen auf die Basiswerte zu erkennen. Osteokonduktive Prozesse scheiden aus. Deshalb erfaßt die Szintigraphie offensichtlich die von Cunningham und Reddi 1992 beschriebenen Mechanismen der Osteoinduktion nach Implantation von aktiven Knochenmatrixextrakten. Am fünften bis siebenten Tag post implantationem beginnt die Chondroblastendifferenzierung. Die Chondroblasten als Träger der enchondralen Osteogenese werden durch die Szintigraphie nicht erfaßt. Dies macht einen Nachweis dieser frühen Phase der Knochenneubildung durch die Skelettszintigraphie unmöglich. Nach zehn Tagen treten die ersten Osteoblasten am heterotopen Ort auf. Es beginnt die enchondrale Osteogenese. Nach 18 Tagen kommt es zur Auflösung der DBM und nach 21 Tagen zur Ossikelentstehung mit Bildung von Knochenmark. In der vorliegenden Studie war zwei Wochen postoperativ nur eine geringe osteoblastäre Aktivität meßbar. Zum Zeitpunkt der zweiten postoperativen Untersuchung war der Höhepunkt der osteoblastären Aktivität schon überschritten, so daß das Maximum der Steigerung des Knochenstoffwechsels mit den vorliegenden Meßintervallen nicht erfaßt werden konnte. Die histologischen Untersuchungen belegen jedoch eine massive Knochenbildung. Die im Vergleich zu den osteokonduktiv wirksamen Knochenersatzmaterialien „verspätet“ einsetzende Osteoreparation ist bedingt durch die fehlende osteokonduktive und osteostimulative Wirkung der Matrices.

Die Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der osteoinduktiven Materialien erscheint in den SPECT-Untersuchungen gleichartig, obwohl beide Regionen in differenten Lagergeweben lokalisiert sind. Die Voraussetzungen zur Osteoreparation der DBM-alt in der nasalen Defektregion sind - bedingt durch die schlechtere vaskuläre Versorgung aus dem Lagerknochen - (keine Diploe-Schichtung, keine Spongiosaschicht) - ungünstiger als die der DBM-neu in der Kalotte, obwohl beide Materialien im ersatzschwachen Lager lokalisiert sind. Der Unterschied der Reaktion der beiden Materialien determiniert sich in der Aktivitätssteigerung zwei Wochen postoperativ. Die Matrix mit der modifizierten Extraktionsform DBM-neu ist mit 45,8 % der konventionellen Matrix DBM-alt mit 31,2 % überlegen. Bis zur zweiten postoperativen Messung kam es zu einer Annäherung der Kurven, die weitere Entwicklung verlief parallel. Trotz der differenten Voraussetzungen bezüglich der Lagergewebe ähneln sich sowohl die histologischen Effekte als auch die Verläufe der Knochenstoffwechselaktivität der demineralisierten Knochenmatrices.

Differenzen bezüglich der Ergebnisse der histologischen Untersuchungen zeigten sich anhand der weiter fortgeschrittenen Knochenneubildung und -entwicklung der DBM-neu gegenüber der DBM-alt. Eine Begründung dieser Erscheinung könnte die Implantatspezifität aufgrund des modifizierten Herstellungsprozesses sein. Dies würde auf eine höhere osteogene Potenz der DBM-neu hinweisen, die durch Lösung kollagener Ketten bedingt sein dürfte. Eine andere Erklärung ist die Lagerspezifität aufgrund der besseren Blutversorgung in der Region der Kalotte. Daraus resultiert eine günstigere Versorgung mit pluripotenten Stammzellen, die durch die frei werdenden Wachstumsfaktoren zur Differenzierung angeregt werden.


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Der Lagertyp der Knochenersatzmaterialien der zweiten Gruppe ist nach Lexer als ersatzschwach einzuordnen. Bezüglich der szintigraphischen Aktivitätswerte treten jedoch Differenzen auf. Dies spricht dafür, daß die Implantatspezifität die Knochenumbauprozesse bestimmt.

Die Ergebnisse der szintigraphischen Untersuchungen nach neun Monaten zeigen, daß der Körper der Versuchstiere sich nicht mehr erkennbar mit dem Knochenersatzmaterial auseinandersetzt. Die Meßwerte beweisen durch die Annäherung an das Ausgangsniveau, daß die physiologische Grundaktivität der Osteoblasten erreicht ist. Damit ist kein weiterer knöcherner Zuwachs über das histologisch nachgewiesene Maß mehr möglich. Die osteoblastäre Aktivität, ausgedrückt durch die Anreicherung des Tracers in der Defektregion, liegt tendenziell unterhalb der Werte der baseline-Untersuchungen. Für das autogene Transplantat, sowie für Cerasorb®, Endobon® und Biocoral® wird diese Aussage durch die Histologie bestätigt.

Eine mögliche Ursache könnte sein, daß die physiologischen Werte des Knochenstoffwechsels erreicht sind. Die gemessene Aktivität liegt jedoch unterhalb der präoperativ ermittelten Werte (nicht signifikant), da der Knochenstoffwechsel natürlichen Schwankungen unterliegt. Diese Unregelmäßigkeiten können durch das zunehmende Alter der Tiere, die Minderbelastung des skelettalen und muskulären Bewegungsapparates sowie des Kreislaufsystems durch Inaktivität bedingt sein. Immobilitätsstreß mit den bekannten Stoffwechselveränderungen wirkt wachstumshemmend und hat damit Einfluß auf die Heilungsvorgänge in den untersuchten Regionen.

Eine andere mögliche Ursache ist, daß die histologischen Untersuchungen in den Regionen mit kristallinen Materialien immer Implantatreste zeigen. Das Volumen des entstandenen knöchernen Substituts ist im Verhältnis zum verbliebenen Implantatrestmaterial zu ungunsten des Knochens verändert worden. Die szintigraphischen Untersuchungen weisen zu beiden Zeitpunkten (präoperativ und letzte Untersuchung) das Substitut als vorhandenen Knochen aus. Diese Reste des Knochenersatzmaterials sind stoffwechselinaktive Gewebe, d.h. dort kann keine Anreicherung des radioaktiven Markers gemessen werden. Damit muß bei einem sich im Rahmen des physiologischen Umsatzes bewegenden Stoffwechsel in der Defektregion die Knochenstoffwechselaktivität unterhalb der präoperativen Werte liegen. Bei dem knöchernen Substitut muß von einem minderwertigen Ergebnis ausgegangen werden, welches nach knöcherner Integration keine Zeichen der Volumenzunahme mehr zeigt, keinem oder einem geringen Umbau mit Knochenbildung unterliegt und so eine eingeschränkte funktionelle Nutzung hat.

Eigene Untersuchungen zu dem Knochenersatzmaterial Biocoral® machten deutlich, daß auch zweieinhalb Jahre post implantationem noch Implantatreste auffindbar waren. Diese erschienen eingebaut, doch fand selbst im funktionell beanspruchten Gebiet keine Auseinandersetzung des Organismus mit dem Implantat statt. Das Substitut war auch in dieser Studie funktionell minderwertig (Soost 1996). Somit weist die Knochenszintigraphie mit referenzkorreliertem Aktivitäsniveaus unterhalb des physiologischen Ausgangsniveaus unvollständige knöcherne Substitue mit persistierendem Implantatmaterial nach.

Die Methode der Darstellung der Entwicklung des Knochenstoffwechsels nach Implantation verschiedener Knochenersatzmaterialien mittels nuklearmedizinischer Verfahren wurde nach den Literaturrecherchen zu der vorliegenden Studie nur durch die Arbeit von Pfannenberg et. al. validiert. Bedingt durch die Verbesserung der technischen Möglichkeiten der Knochenszintigraphie (hochauflösende Verfahren, SPECT) ist trotz der vorhandenen Einschränkungen die Erfassung von Lager- und Implantatspezifität mit der Skelettszintigraphie möglich. Dabei ist das SPECT-Verfahren, bedingt durch die mögliche überlagerungsfreie Darstellung der zu untersuchenden Areale, der planaren Meßtechnik weit überlegen.

In diesem Zusammenhang muß darauf hingewiesen werden, daß im biologischen Modell bei Knochenreparationsmechanismen keine exakte Trennung zwischen Lager- und Implantatspezifität möglich ist. Damit ist auch die Diskriminierung durch die Knochenszintigraphie eingeschränkt. Es werden immer beide Prinzipien erfaßt – die Lagerspezifität und die spezifische Wirkung des Implantatmaterials. Abhängig von der biologischen Qualität des Lagergewebes bzw. vom Knochenersatzmaterial hat eine Spezifität den größeren Einfluß auf die Reparation des Defektes.


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4.5 Schlußfolgerungen und Zusammenfassung

Zum Knochenersatz werden chemisch und strukturell unterschiedliche Knochenersatzmaterialien verwendet, die wiederum verschiedene spezifische Mechanismen der Knochenreparation ermöglichen bzw. fördern. Bisher wurden viele Versuche unternommen, die zeitliche Dynamik der biologischen Prozesse des Knochenstoffwechsels nach der Implantation von Knochenersatzmaterialien zu erfassen. Die zu diesem Zweck angewendeten nuklearmedizinischen Methoden Skelettszintigraphie und Osteodensitometrie stellen einen weiteren Versuch dar. Sie erlauben gegenüber anderen Tests eine Verlaufskontrolle von Knochenreparationsprozessen in vivo. Untersucht wird die Eignung dieser Methoden zur differenzierten Darstellung der Entwicklung des Knochenstoffwechsels nach Implantation verschiedener Knochenersatzmaterialien sowie autogenem Knochen in einem intra- und interindividuellen Vergleich, sowie die Kontrolle der Ergebnisse durch histologische Untersuchungen nach Abschluß des tierexperimentellen Teils der Studie.

Zu diesem Zweck wurden in der vorliegenden Untersuchung sechs verschiedene Knochenersatzmaterialien (autogener Knochen, phasenreine ß-Tricalciumphosphatkeramik, Hydroxylapatitkeramik, korallines Calciumcarbonat sowie zwei modifiziert extrahierte demineralisierte Knochenmatrices) in jeweils differente Regionen des Schädels von Chinchilla-Bastard-Kaninchen implantiert. Die Größe der iatrogenen Defekte betrug 10 x 10 mm, um die Problematik der Spontanregeneration der Osteotomieregion auszuschließen. Zur Beurteilung der Dynamik der Knochenneubildung wurden parallel szintigraphische Untersuchungen und Knochendichtemessungen zu vier aufeinanderfolgenden Zeitpunkten durchgeführt (präoperativ, zwei Wochen, drei, sechs und neun Monate postoperativ). Insgesamt wurden 21 Kaninchen - entsprechend 126 Defekte - operiert sowie 96 Knochendichtemessungen und 306 Skelettszintigraphien durchgeführt. Von den Knochensegmenten, die Implantate oder Transplantate enthielten, wurden nach Opferung der Kaninchen unentkalkte Sägeschnitte und Sägeschliffe hergestellt. Diese wurden mit Giemsa- und Goldner-Lösung gefärbt und histologisch sowie enzymhistologisch ausgewertet.

Die Skelettszintigraphie in tomographischer Technik ist als Methode zur Darstellung der Dynamik knochenstoffwechselrelevanter Prozesse geeignet. Bei ausreichender Defektgröße, der Verwendung von höchstauflösenden Kameras und der damit möglichen feinen Abbildung der Defektregion durch die nuklearmedizinischen Verfahren ist eine Darstellung durch diese Methode möglich. Dabei sei wiederholt betont, daß die Größe der iatrogenen Defekte oberhalb der Dimension der critical size defects liegen muß. Die Knochenszintigraphie in planarer Aufnahmetechnik, die Röntgenuntersuchungen und die Osteodensitometrie konnten bislang die Erwartungen zur Objektivierung der Dynamik des osteointegrativen Prozesses der einzelnen Knochenersatzmaterialien durch bildgebende Verfahren nicht erfüllen. Die Problematik der Überlagerung verschiedener Regionen aufgrund der engen topographischen Verhältnisse läßt diese Methoden nur begrenzt geeignet erscheinen. Die SPECT- Szintigraphie kann eindeutige, überlagerungsfreie Darstellungen der Dynamik der Knochenstoffwechselvorgänge erbringen.

In der statistischen Analyse wurden multipel statistisch signifikante Unterschiede hinsichtlich der Knochenreparation zwischen den unterschiedlichen Knochenersatzmaterialien deutlich. Würde die Spontanheilung überwiegen, so müßte die Knochenneubildung unabhängig von den verschiedenen Implantatmaterialien immer vergleichbare Werte annehmen. Damit läßt sich die Kritik entkräften, daß das Kaninchenmodell aufgrund der hohen Spontanregeneration knöcherner Defekte für derartige Versuche ungeeignet sei.

Das szintigraphische Verfahren erfaßt die Aktivität vitaler Osteoblasten. Zwei Wochen postoperativ herrschte in den Regionen aller inserierten Knochenersatzmaterialien, bezogen auf die präoperativ ermittelten Werte, ein hohes Niveau der Osteoblastenaktivität. Die Messungen drei Monate postoperativ zeigten einen Abfall der osteoblastären Aktivität, der sich asymptotisch bis zur letzten Messung nach neun Monaten fortsetzt. Die Messungen sechs Monate postoperativ zeigten, daß sich die Reaktionen der verschiedenen Regionen spätestens zu diesem Zeitpunkt angeglichen haben. Die Auseinandersetzung des Organismus mit dem Ersatzmaterial ist hier schon abgeschlossen. Signifikant differente Meßwerte traten in der Zeitspanne zwischen der Implantation und der zweiten [Seite 76↓]postoperativen Messung auf.

Die szintigraphischen Untersuchungen nach Transplantation von autogenem Knochen zeigten zwei Wochen postoperativ einen starken Anstieg der Knochenstoffwechselaktivität um 123 %. Im Zeitraum bis drei Monate postoperativ kam es zu einem starken Abfall bis auf 26 % oberhalb der baseline-Werte. Der weitere Verlauf war durch einen asymptotischen Abfall der Meßwerte bis zum Ende der Studie gekennzeichnet.

Die histologischen Kontrolluntersuchungen ergaben das erwartete Bild einer vollständigen Restitution. Das Transplantat zeigt Merkmale aller vier Mechanismen der Osteoreparation: die Osteokonduktion, die zellvermittelte Osteogenese, die Osteostimulation und die Osteoinduktion. Außerdem sind die Mechanismen des remodeling sichtbar.

Die Dynamik der Knochenstoffwechselaktivität der Implantatregion derß-Tricalciumphosphatkeramik Cerasob ® verläuft vergleichbar mit der des autogenen Transplantats. Bis zum Zeitpunkt zwei Wochen postoperativ kam es zu einer massiven Steigerung um 128 %. Damit lag der Meßwert der Region der Tricalciumphosphatkeramik im Bereich des autogenen Knochens. Der folgende Abfall auf 14 % oberhalb des Meßwertes der präoperativen Untersuchung bis zum Zeitpunkt der dritten Messung war der deutlichste aller Implantatregionen. Die weiteren Untersuchungen zeigten ein kontinuierliches Absinken der Meßwerte bis zum Ende der Studie, wobei die Aktivität der fünf anderen untersuchten Knochenersatzmaterialien immer oberhalb der Meßwerte der Region der ß-Tricalciumphosphatkeramik lag.

Die histologischen Untersuchungen nach neun Monaten ergaben folgendes Bild: Im Ergebnis der Implantation entstand ein fester Implantat-Knochen-Verbund. Die Mechanismen der Osteokonduktion sind nachweisbar, wobei die osteokonduktive Strecke hinter der des autogenen Transplantats zurückbleibt. Neugebildeter Knochen findet sich nur an der Implantatperipherie, während das Implantatzentrum von Bindegewebe durchwachsen ist. Auf Grund persistierender intra- und extraossärer Keramikanteile kann das Material nur als grundsätzlich resorbierbar deklariert werden. Damit schließen sich bei einer langzeitstabilen Keramik durch Ausbleiben eines remodeling Umbauvorgänge zu einer trabekulären, funktionell ausgerichteten Spongiosaarchitektur aus. In keinem Fall sind Zeichen einer vollständigen Restitution sichtbar.

Trotz der zum Teil differenten histologischen Ergebnisse in der Region des Kieferwinkels (autogener Knochen, ß-Tricalciumphosphatkeramik) korrellieren Histologie und Szintigraphie in dem Sinne, daß der Aktivitätskurvenverlauf beim autogenen Knochen und beim ß-Tricalciumphosphat sich nicht signifikant unterscheiden und im Ergebnis der Knochenneubildung intensitäts- und zeitkongruente Knochenstoffwechselprozesse eruierbar sind. Dies läßt den Schluß zu, daß die starke und schnelle Reaktion auf die günstigen Lagereigenschaften sowie die Prozesse der Osteokonduktion zurückzuführen sind, wobei in dieser Region die Lagerspezifität im Vordergrund steht. Die in der Region des Transplantats wirkenden Mechanismen der Osteoinduktion und Osteostimulation lassen sich nur durch die histologischen Untersuchungen nachweisen.

Die szintigraphischen Messungen der Implantatregion der Hydroxylapatitkeramik Endobon® ergaben zwei Wochen postoperativ eine Steigerung der Knochenstoffwechselaktivität um 70 %. Der Abfall der osteoblastären Aktivität bis zum Zeitpunkt drei Monate postoperativ verlief deutlich flacher als bei den beiden oben beschriebenen Regionen. Die weitere Dynamik des Knochenstoffwechsels war auch in dieser Region durch einen asymptotischen Abfall der Meßwerte bis zum Ende der Studie gekennzeichnet.

Die histologischen Untersuchungen zeigen, daß der Einfluß der Hydroxylapatitkeramik auf die knöcherne Durchbauung von Defekten nur im Sinne einer Leitschienenfunktion (Osteokonduktion) für den vom Defektrand einsprossenden Knochen zu sehen ist. Die knöcherne Integration erfolgt nur in den Randzonen mit gutem Kontakt von Keramik und Knochen, so daß eine knöcherne Durchbauung der Osteotomieregion bzw. die Entstehung eines vollständigen osteoimplantären Verbundes nicht zu beobachten sind. Die bekannte Unlöslichkeit der Hydroxylapatitkeramiken wird durch diese Studie bestätigt. Demzufolge ist Hydroxylapatit eine langzeitstabile bioaktive Keramik, die bei einem innigen Knochen-Implantat-Verbund lediglich geringste Anzeichen der Degradation aufweist und kein funktionsorientiertes remodeling zuläßt. Die Ergebnisse der Studie zeigten für die Hydroxylapatitkeramik in keinem Fall Zeichen einer vollständigen Restitution.

Die szintigraphischen Untersuchungen der korallinen Calciumcarbonatkeramik Biocoral® ergaben [Seite 77↓]folgendes Bild: Die Steigerung der Knochenstoffwechselaktivität zwei Wochen postoperativ betrug 62 %. Die weiteren Untersuchungen ergaben einen mit der Region der Hydroxylapatitkeramik fast identischen Verlauf, wobei die Aktivität bis zum Zeitpunkt drei Monate postoperativ relativ langsam sank. Der asymptotische Abfall der Meßwerte bis zum Ende der Studie wurde auch in dieser Region deutlich.

Die histologischen Untersuchungen ergaben, daß es zu keinem direkten knöchernen Einbau des Calciumcarbonats in den vom Rande her appositionell einwachsenden Knochen kommt. Die Ausbildung einer bindegewebigen, kollagenen Abkapselung vom Implantat zum autochthonen Knochen verhindert die osteokonduktive Erschließung des Knochenersatzmaterials. Nach vaskulärer Aufschlüsselung des Implantatmaterials findet eine Degradation statt, die erst später disseminierte und konfluierende Areale neugebildeten Knochens entstehen läßt. Dabei stehen mesenchymale Differenzierungsprozesse mit der Bildung knochenbildender Zellen im Vordergrund.

Die Defektregion muß, bedingt durch das ungenügende Ausmaß neugebildeten Knochens, als unvollständige Restitution deklariert werden.

Die szintigraphischen Untersuchungen der osteoinduktiven Knochenersatzmaterialien DBM-neu / DBM-alt ergaben zwei Wochen postoperativ eine Steigerung der Knochenstoffwechselaktivität um 46 % bzw. 31 %. Von den untersuchten Ersatzmaterialien wiesen diese beiden zur ersten postoperativen Messung die geringste Knochenstoffwechselaktivitätssteigerung auf. Dennoch war auch in diesen Arealen ein deutlicher Anstieg der Aktivität bezogen auf die baseline-Werte zu erkennen. Der weitere Verlauf der Dynamik der knöchernen Stoffwechselaktivität war durch ein allmähliches Absinken gekennzeichnet. Die Ursache für die geringe Erhöhung zum Zeitpunkt der zweiten und dritten Messung ist im spezifischen Knocheninduktionsessay knochenbildender Matrixextrakte begründet. Die im Vergleich zu den osteokonduktiv wirksamen Knochenersatzmaterialien verzögert einsetzende Osteoreparation ist bedingt durch die fehlende osteokonduktive und osteostimulative Wirkung der Matrices. Der Unterschied der Reaktion der beiden osteoinduktiven Materialien determiniert sich in der Aktivitätssteigerung zwei Wochen postoperativ. DBM-neu (modifizierte Extraktionsform) ist diesbezüglich mit 45,8 % der konventionellen Matrix DBM-alt mit 31,2 % überlegen.

Die histologischen Untersuchungen belegen bei beiden Knochenersatzmaterialien eine deutliche, autonome, enchondrale Knochenbildung. Differenzen bezüglich der Ergebnisse der histologischen Untersuchungen zeigten sich an der weiter fortgeschrittenen Knochenneubildung und -entwicklung in der Region der DBM-neu. Dies weist auf eine höhere osteogene Potenz der modifizierten neuartigen DBM hin. Ursache hierfür ist der Herstellungsprozeß mit der Lösung kollagener Vernetzungen. Die szintigraphisch nachgewiesene höhere Knochenstoffwechselaktivität ist demnach vorwiegend implantatspezifisch begründet. Doch läßt sich der Prozeß der Knochenreparation nicht losgelöst vom umgebenden Gewebe beurteilen. Die Region der Kalotte (DBM-neu) ist durch eine bessere Blutversorgung gekennzeichnet. Daraus resultiert eine günstigere Versorgung mit pluripotenten Stammzellen, die durch die frei werdenden Wachstumsfaktoren zur Differenzierung angeregt werden. Dieser Mechanismus ist als Lagerspezifität einzuordnen.

Die Studie konnte zeigen, daß der Knochen auf die Implantation bzw. Transplantation verschiedener Materialien mit einer quantitativ unterschiedlichen Anreicherung eines radioaktiven Nuklids reagiert. Die Knochenszintigraphie liefert exakte und differenzierte Aussagen über den zeitlichen Einheilungsverlauf bzw. –abschluß für die verwendeten Materialien, die von klinischer Relevanz sind. Der nuklearmedizinische Befund ist zu unspezifisch, um allein daraus auf bestimmte Reaktionsweisen zu schließen oder eine Trennung zwischen dem Verhalten osteokonduktiver, osteostimulativer, osteoinduktiver Materialien im biologischen Milieu und unabhängig von der biologischen Qualität des Lagerknochens vornehmen zu können. Der szintigraphische Befund kann unter Verwendung der Ergebnisse der histologischen Untersuchungen sowie bereits bekannter Materialeigenschaften interpretiert werden.

In dieser Komplexität ist die Skelettszintigraphie als geeignete zusätzliche Methode zur Validierung der Dynamik von Knochenumbauprozessen zu werten. Durch die gewonnenen Befunde können Informationen aus anderen Studien konkretisiert, bestätigt bzw. widerlegt werden.

Das Knochenersatzmaterial ß-Tricalciumphosphatkeramik Cerasorb® weist im nuklearmedizinischen Nachweis der spezifischen Knochenstoffwechselaktivität nach Implantation eine Dynamik auf, die der Region nach Transplantation von autogenem Knochen am ähnlichsten ist. Sowohl das [Seite 78↓]präoperative Ausgangsniveau der Aktivität vitaler Osteoblasten als auch die Aktivitätsmehranreicherung nach Implantation mit dem folgenden Abfall in den postoperativen Untersuchungen lassen direkte Vergleiche zu.

Im Vergleich zum autogenen Knochentransplantat entstanden im Ergebnis der Implantation osteoinduktiver und osteokonduktiv wirkender Knochenersatzmaterialien Substitute, die ausnahmslos und vor allem bei den keramischen Implantaten als unvollständige Restitution zu werten waren. Offensichtlich gingen von den eingebrachten Knochenersatzmaterialien keine oder nicht ausreichende Impulse an das eingewachsene Bindegewebe aus, um auch im Defektzentrum eine Knochenbildung durch eine Zellinduktion, einen rein osteokonduktiven Effekt, die Bereitstellung von Degradationsprodukten für die Biosynthese der Knochenmatrix auszulösen. Die Resorption degradierbarer Ersatzstoffe verlief z.T. stärker als die Knochenneubildung oder aber es persistierten knöchern oder weichgewebig inkorporierte Anteile der Implantatmaterialien.

Von den implantierten Knochenersatzmaterialien gingen offensichtlich unzureichende Impulse an das eingewachsene Bindegewebe aus, um auch im Defektzentrum eine Knochenbildung durch:

Die möglichen Ursachen für das Versagen der Knochenersatzmaterialien in bezug auf die angestrebten Ziele, die Wiederherstellung der Kontinuität der Knochendefekte, sind vielfältig.

Die von Urist et. al. (1973), Glowacki et. al. (1981) und Aldinger et al. (1991) angegebenen kurzen Zeiträume, nach denen implantierte Matrixextrakte vollständig resorbiert sein sollen und somit keine induktive, die Knochenheilung fördernde Wirkung mehr auslösen können, machen es für diese Materialien unwahrscheinlich, daß es nach 180 Tagen noch zu einer positiven Beeinflussung der Knochenbildung gekommen wäre. Würde die Wirkung von Knochenersatzmaterialien erst deutlich später als 180 Tage nach der Implantation eintreten, so blieben ihre Effekte hinter der Osteoreparation zurück, und die eingesetzten Knochenersatzmaterialien hätten kaum oder keine Vorteile gegenüber einer Nichtbehandlung.

Bei allen aus unterschiedlich chemisch und morphologisch differenten Stoffgruppen entstammenden keramischen Implantatmaterialien weisen die histologischen Ergebnisse in unterschiedlichem Maße [Seite 79↓]nach 9 Monaten post implantationem Reste des Implantatmetarials in differenten Stadien der biochemischen Degradation nach. Zum gleichen Zeitpunkt hat jedoch die Knochenstoffwechselaktivität der Implantatregionen wieder das physiologische Ausgangsniveau erreicht bzw. einen Level unterhalb der Basiswerte. Es muß also bei den verwendeten organischen und anorganischen keramischen Implantatmaterialien ein funktionell minderwertiges Substitut entstanden sein, das Reste der Implantate aufweist, vom Organismus jedoch szintigraphisch erfaßbar toleriert wird. Ausnahmslos zeigen sich bei dieser Gruppe der Knochenersatzmaterialien keine Zeichen für ein appositionelles Wachstum des Knochens. Der Umbau im Sinne des remodeling erfolgt nach diesem Zeitpunkt auf einem physiologischen Niveau. In der Übertragung auf die humane Anwendung muß bei Einschränkungen tierexperimenteller Erkenntnisse von einer reduzierten funktionellen Nutzbarkeit des Knochenregenerates ausgegangen werden.

Osteoinduktive, nicht mineralische Implantatmaterialien lassen ein knöchernes Regenerat entstehen, das histologisch den Ergebnissen nach der Transplantation von autogenem Knochen ähnlich ist, jedoch nur geringe Zeichen des funktionellen Umbaus aufweist, keine Reste von Implantatmaterial zeigt und bei hoher Volumenkonstanz einer funktionellen Nutzung zugänglich sein wird.


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31.08.2004