[Seite 118↓]

10  Diskussion

10.1 Versuchsaufbau, Beckenmodelle

Die Durchführung biomechanischer Testreihen an Becken-Humanpräparaten wird aus moralisch-ethischen Gründen immer schwieriger. Bei Testserien an insgesamt 4-8 Präparaten, wie bei den meisten anderen Arbeitsgruppen, mit teilweise erheblichen Unterschieden in der Knochenfestigkeit, ist es außerdem äußerst schwierig, statistisch verwertbare Resultate zu erlangen. Deshalb sah unser Versuchsplan vor, die Entwicklung des neuen Fixateurs sowie seine Testung an unterschiedlichen Instabilitätsmodellen gegen interne und externe Stabilisierungsverfahren zunächst an Kunstoffmodellen in ausreichender Stückzahl (insgesamt 26 Kunststoffbecken) durchzuführen. Eine begrenzte Testreihe an Humanpräparaten sollte dann die gewonnenen Ergebnisse validieren helfen und den Vergleich mit anderen Arbeitsgruppen ermöglichen.

Kunststoff- Beckenmodelle haben sich in Vorversuchen durch ihre Verfügbarkeit, leichte Handhabung, einheitliche Maße, vergleichbare Materialeigenschaften und sich daraus ergebende gute Reproduzierbarkeit der Versuche bewährt. Der fehlende Bandapparat wurde zum Teil durch Kunststoff- Bandverbindungen simuliert. Dies erfolgte analog zum Versuchsaufbau anderer Arbeitsgruppen bei Testung an Humanpräparaten.

Alle 26 Beckenmodelle wurden vor Versuchsbeginn vermessen und im intakten Zustand mit 6 Belastungszyklen bis jeweils 400N belastet mit Erfassung der Dislokation entlang der intakten SI-Fuge. Die insgesamt sieben erfassten Beckenmasse zeigten eine gute Übereinstimmung mit Standardabweichungen zwischen 0,8 und maximal 2,7mm. Bei der Testung der intakten Becken ergaben sich keine signifikanten Unterschiede mit Dislokationswerten zwischen 2 und 4 mm bei 400N. Aufgrund eines zwar nicht signifikanten, aber dennoch deutlich unterschiedlichem Kurververlaufes von Becken 5 in Serie 2 wurde dieses in der Folge von der Auswertung ausgeschlossen. Die einheitlichen Maße und das vergleichbare Belastungsverhalten waren die Voraussetzungen für eine gute Reproduzierbarkeit der Versuche. Auch von anderen Arbeitsgruppen ist inzwischen berichtet worden, daß es durch den Einsatz von Kunststoffbecken möglich ist, statistisch verwertbare und vor allem reproduzierbare Aussagen zu machen bei adäquater Anzahl von Versuchsbecken pro Serie (Testserie 1 und 3: jeweils 6 Becken; Testserie 2: 5 Becken; Testserie 4: 8 Becken) [85]. Die jeweilige Normalverteilung der Werte und die geringen Standardabweichungen der einzelnen Testserien bestätigen dies. So lagen z.B. für den schräg dorsalen Fixateur bei gleichem Aufbau die Werte für Vmax / Vmin bei 200N in Serie I bei 7,7/3,5 und in Serie II bei 7,4/4,4. Die Unterschiede sind bei standardisiertem Vorgehen am ehesten auf Materialunterschiede der Beckenmodelle zurückzuführen. Dies fällt z.B. in der ersten Serie bei Becken Nr. 4 auf, das bei einer Last von 200N bei allen Fixateurversionen die durchweg größten Dislokationen zeigt. Es ist unabdingbar, die Beckenmodelle vor den eigentlichen Testreihen auf Unterschiede in der Materialfestigkeit zu überprüfen. Aufgrund der, wenn auch nicht signifikanten, aber doch bestehenden Unterschiede in der Materialfestigkeit sollten die unterschiedlichen Stabilisierungsverfahren auch jeweils an den gleichen Beckenmodellen getestet werden. Für den Vergleich einzelner Stabilisierungsverfahren an jeweils separaten Becken, wie von anderen Arbeitsgruppen erfolgt [85], sind die Unterschiede selbst bei den Beckenmodellen noch zu groß.

Die Versuchsreihen I-IV wurden an der Materialprüfmaschine im Einbeinstandmodell durchgeführt. Das Einbeinstandmodell als „worst case szenario“ ist bereits von anderen Arbeitsgruppen [129] als Standard zur biomechanischen Testung am Becken eingeführt. Bis auf die Verwendung von Kunststoffbecken aus den o.g. Gründen war unser Versuchsaufbau absolut vergleichbar. Zusätzlich erfolgte in der simulierten Abduktorenmuskulatur eine kontinuierliche Kraftmessung, die eine einheitliche Belastung der verschiedenen Beckenmodelle in der selben Belastungsstufe anzeigte.


[Seite 119↓]

10.2  Versuchsaufbau Humanpräparate

Bei der biomechanischen Testung von Becken-Humanpräparaten besteht neben der moralisch-ethischen Problematik des Herauslösens des Beckens aus dem Gesamtkorpus die Schwierigkeit, daß zumindest die Muskulatur als zusätzlicher stabilisierender Faktor neben den Bändern nicht mehr vorhanden ist. Dies wird von einigen Arbeitsgruppen wenigstens zum Teil durch die Simulation der Abduktorenmuskulatur kompensiert [129, 172].

Wünschenswert und realitätsnäher wäre allerdings die Testung am Gesamtpräparat unter Belassung nicht nur der Bandstrukturen, sondern auch des Muskelmantels. Dies war die Grundlage zur Entwicklung unseres Versuchsaufbaus. Die Instabilität bestand in einer C1.2 Verletzung mit Symphysensprengung und einseitiger SI Gelenksprengung. Um eine komplette SI Sprengung zu setzen, musste von ventral und dorsal präpariert werden. Die LED Marker für das optische Meßsystem wurden wie am Beckenmodell auf Schanz-Schrauben montiert in definiertem Abstand von der SI Fuge bzw. auf dem Beckenkamm. Da alle Abstände definiert waren, konnte aus den Daten der LED Marker die Verschiebung in der SI Fuge berechnet werden.

Die Lasteinleitung erfolgte standardisiert über eine Druckmeßplatte am Fuß der instabilen Seite. Um zu gewährleisten, daß die aufgebrachte Last nur auf das Becken wirkt, waren die Schultern gegen die Unterlage fixiert. Das Bein der instabilen Seite war auf einer Unterlage mit Rollen gelagert, um Reibungskräfte zu minimieren. Auf diese Weise konnten die einzelnen Kraftstufen reproduzierbar eingeleitet werden. Zunächst wurde bei nicht stabilisiertem Becken Last eingeleitet, um klinisch die direkte Wirkung auf das Becken und die Verschiebung zu kontrollieren. War dies gewährleistet, wurde mit den Testreihen begonnen. Die einseitige Krafteinleitung entspricht hierbei dem Prinzip des Einbeinstandes aus den Testserien mit Kunststoffbecken.

Unter Belassen des Muskel- Weichteilmantels ermöglichte dieser Versuchsaufbau den biomechanischen Vergleich unterschiedlicher Stabilisierungsverfahren am Beckenring. Im Vergleich mit anderen Arbeitsgruppen, die am explantierten Becken testen, ist neben der pelvinen Muskulatur an sich ggf. die Leichenstarre als ein zusätzlicher stabilisierender Faktor zu berücksichtigen.

10.3 Meßverfahren

In den ersten drei Testserien wurde das elektromagnetische, dreidimensionale Meßverfahren motion tracker der Fa. Polhemus verwendet, das zur Messung der Bewegung im Frakturspalt validiert ist [65]. Um Fehlermöglichkeiten des Systems zu minimieren, wurde die Versuchsanordnung sensornah metallfrei gehalten. Die vor jeder Testung akribisch durchgeführten Meßgenauigkeitsprüfungen entsprachen mit einem maximalen Fehler von 0,03mm der vom Hersteller angegebenen Genauigkeit. Die gewonnenen Daten der Sensoren zueinander in den drei Richtungen der Translation und Rotation wurden jeweils in einen Gesamtvektor umgerechnet. Dieser gab die maximale Auslenkung im Raum bezüglich Translation bzw. Rotation wieder.

Dieses Meßverfahren wird auch von anderen Arbeitsgruppen zur Messung der Dislokation im Frakturspalt verwendet [26,129]. Gegenüber Dehnungsmeßstreifen, wie sie von einigen Arbeitsgruppen verwendet werden, hat das Meßsystem motion tracker den Vorteil, daß nicht nur die Translation erfasst wird, sondern auch die Rotation berechnet werden kann. Ein Nachteil ist sicherlich, daß bei dem elektromagnetischen Meßverfahren der Versuchsaufbau möglichst metallfrei gehalten werden sollte, was bei einem zu testenden Fixateur nicht ganz einfach ist.

Deshalb wurde im Rahmen der vierten Testserie das optische Meßsystem Qualisys für Frakturspaltmessungen am Becken validiert. Dies war insofern wichtig, als die Messungen am Humanpräparat mit dem optischen Meßsystem erfolgen sollten, um so eine Basis zu haben für spätere klinische Messungen.

Bei Verwendung dieses optischen Meßsystems ist es wichtig, daß alle LED Marker während des Versuchsablaufs im Blickfeld der Kameras sind und nicht von Fixateurteilen [Seite 120↓]oder ähnlichem verdeckt werden. Dies erschwerte den Aufbau vor allem bei den Humanpräparaten. Die Kalibrierung war häufig aufwendig, mußte aber sehr exakt erfolgen, um die angegebene Genauigkeit von 0,1mm auch gewährleisten zu können. Die Bewegung im Frakturspalt konnte dann aus den Kamerapositionen und den gemessenen Markerabständen in den drei Translationsrichtungen über entsprechende Formeln berechnet werden.

Inzwischen wird das optische Meßsystem Qualisys auch von anderen Arbeitsgruppen zur Messung der Dislokation im Frakturspalt verwendet. Es ist unabhängig von Metallteilen in der Umgebung und wird deshalb gerade auch bei unterschiedlichen Fixateurformen zur Beurteilung der Stabilität verwendet. Um die klinischen Einsatzmöglichkeiten zu verbessern, wäre eine Vereinigung der drei Kameras auf einen Träger wünschenswert, wie dies bei optischen Navigationssystemen der Fall ist.

10.4 Ergebnisse

10.4.1 Schräg dorsaler Fixateur

Bei Becken-C-Verletzungen läßt sich durch externe Stabilisierungsverfahren nur ca. ein Zehntel der Stabilität des intakten Beckens erreichen. Durch ihren dorsalen Ansatzpunkt ist die Beckenzwinge hierbei deutlich stabiler als ventrale Fixateurverfahren, die in biomechanischen Testreihen selten mehr als 50N Belastung aushalten [11]. Ziel dieser Studie war es, einen schräg dorsalen Fixateur zu entwickeln, der auch bei Becken-C-Verletzungen eine der Beckenzwinge ähnliche Stabilität erreicht. Die Basis hierfür sollte der supraacetabuläre Fixateur sein, da supraacetabulär eingebrachte Schanz-Schrauben deutlich mehr Stabilität bieten als in den Beckenkamm eingebrachte [81].

Um Druck auf den dorsalen Beckenring zu erzielen, mußte eine Schanz-Schraube möglichst nahe an die dorsale Instabilität gebracht werden. Mit einer schräg dorsalen Schanz-Schraube, die knapp unterhalb der spina iliaca anterior superior in Richtung spina iliaca posterior superior eingebracht wird, konnte dies erreicht werden. Die Applikation dieser schräg dorsalen Schanz Schraube ist unter Bildwandlerkontrolle auch im klinischen Einsatz ohne Verletzung des Sakroiliakal-Gelenkes leicht möglich.

Stabile Konstruktionen ließen sich nur mit mindestens vier Schanz-Schrauben erreichen. Die für diese Schanz-Schrauben Anordnung notwendigen materialintensiven Verspannungen konnten später durch den Einsatz von Halbringverbindungen reduziert werden, ohne Stabilitätseinbußen hinnehmen zu müssen.

In dem vorgestellten schräg dorsalen Fixateur externe sind folgende Innovationen enthalten:

Der Fixateur kann das Becken stabilisieren durch:

In der ersten Versuchsreihe wurden zum einen unterschiedliche Applikationen der [Seite 121↓]dorsalen Schanz Schraube verglichen. Hier zeigte sich, daß die mehr von ventral eingebrachte Version wesentlich einfacher und sicherer einzubringen ist. Zum anderen wurde von einer Verspannungsversion mit 5 Rohrverbindungen ausgegangen, die zwar von der Grundüberlegung die größte Stabilität versprach, im klinischen Einsatz aber nicht realisierbar ist. Dagegen verglichen wurden Versionen mit weniger Stangenverbindungen, die auch klinisch realisierbar erschienen.

Hierbei stellte das Modell mit der mehr von ventral eingebrachten schräg dorsalen Schanz-Schraube und einer Verspannung über drei Halbringverbindungen den besten Kompromiß zwischen operativer Handhabung, zu erreichender Stabilität, Rückstellverhalten sowie Patientenkomfort dar.

Diese Version des neuen Fixateurs wurde sowohl mit als auch ohne Vorspannung gegen die bisherigen Standardverfahren Beckenzwinge mit supraacetabulärem Fixateur und supraacetabulärer Fixateur alleine getestet. Der Vorteil der nicht verspannten Version des neuen Fixateurs ist, daß im dorsalen Beckenring eine Kompression auf Trümmerzonen bei Sakrumfrakturen vermieden werden kann, wobei Stabilitätseinbussen hingenommen werden müssen. Vor allem beim Instabilitätsmodell der SI-Sprengung kam der neue Fixateur mit einer Dislokation <5mm bei 200N Belastung nahe an die Stabilität der Beckenzwinge heran. Bei den Sakrumfrakturen war der Unterschied größer und die Dislokation bei 200N mit 10.8mm sicherlich inakzeptabel, auch wenn kein signifikanter Unterschied zwischen Beckenzwinge und dem neuen schräg dorsalen Fixateur bestand. Deutlich gezeigt werden konnte, daß der neue Fixateur wesentlich mehr Stabilität bietet bei Becken-C-Verletzungen als der supraacetabuläre Fixateur alleine.

Bei dem Vergleich der Fixationsverfahren in Bezug auf die Lokalisation der Beckeninstabilität zeigte sich, daß der neue schrägdorsale Fixateur besser eine SI- Fugen- Verletzung stabilisierte als eine transforaminale Sakrumfraktur. Dieser Unterschied basiert auf dem unterschiedlichen Winkel der Instabilität zur oben beschriebenen Kraftlinie des Fixateurs. Ein rechter Winkel zwischen Verletzungsebene und Kraftachse ergibt die beste Stabilität. Je größer die Abweichung vom rechten Winkel, desto stärker die Scherkräfte unter Abnahme der Kompression. Da keinerlei Verzahnung im Frakturbereich bei den getesteten Modellen bestand, läßt sich dieses Ergebnis jedoch nur begrenzt in die klinische Anwendung übertragen. Der Vorteil des unverspannten neuen Fixateurs liegt in seiner Fähigkeit, im Gegensatz zur Beckenzwinge, ohne Kompression auf den Verletzungsbereich den dorsalen Beckenring stabilisieren zu können. Damit kann eine unerwünschte Nervenkompression durch Knochenfragmente vermieden werden. Es ist jederzeit ein Wechsel zwischen verspannter und unverspannter Fixateurmontage bei geringem Aufwand möglich, ohne die Position der Schanzschrauben oder die Anordnung der Fixateurkomponenten ändern zu müssen.

Bei dem Vergleich des neuen Fixateurs mit internen Stabilisierungsverfahren zeigte sich wie erwartet die Unterlegenheit des Systems. In allen Belastungsstufen waren die Dislokationen mit dem Fixateur größer als bei den internen Verfahren zur Stabilisierung des dorsalen Beckenrings. Allein in der Rotation bestand kein signifikanter Unterschied.

Bestätigt wurden all diese bisherigen Ergebnisse im Vergleich mit internen und externen Stabilisierungsverfahren bei der Versuchsreihe am Humanpräparat. Während der supraacetabuläre Fixateur bereits bei 100N eine durchschnittliche Dislokation von mehr als 9mm aufweist bei erheblicher Varianz der Werte, liegt bei dem schräg dorsalen Fixateur die durchschnittliche Dislokation bei 2,5mm. Mit 5,6mm durchschnittlicher Translation bei 150N und 8,6mm bei 200N wird die Überlegenheit des neuen Systems gegenüber dem supraacetabulären Fixateur, der diese Laststufen nicht mehr suffizient halten kann, bestätigt. Im Vergleich mit den internen Verfahren, in diesen Versuchen am Beispiel der Plattenosteosynthese der SI-Fuge mit zwei DCP, erweist sich der neue Fixateur jedoch wiederum als das schwächere Stabilisierungsverfahren.

Zusammenfassend kann man feststellen, daß der neue schräg dorsale Fixateur in allen Versuchsreihen, ob am Beckenmodell oder am Humanpräparat, dem supraacetabulären Fixateur deutlich überlegen war, bei der Beckenzwinge vergleichbarer Stabilität. Die [Seite 122↓]Werte der internen Stabilisierungen konnte er erwartungsgemäß nicht erreichen. Im Versuch am Humanpräparat konnte die einfache und sichere Applizierbarkeit bestätigt werden.

Der Vergleich dieser Werte mit Literaturwerten von anderen externen Versorgungen ist infolge der verschieden Versuchsaufbauten und unterschiedlichen Beckenmaterialien (human - Kunststoff) sowie Meßverfahren nur sehr eingeschränkt möglich. Vergleicht man jedoch die Werte für die Beckenzwinge bei den Kunststoffbecken, so liegen die Dislokationen bei 150 und 200N in etwa dem gleichen Bereich wie bei Versuchen mit Humanpräparaten [129]. Für den supraacetabulären Fixateur sind in der Litaratur ähnlich wie in dieser Studie maximale Belastungswerte von um 50N beschrieben [129]. Insofern sind die Ergebnisse dieser Studien am Kunststoffbecken mit Resultaten anderer Arbeitsgruppen an Humanpräparaten im ansonsten gleichen Versuchsaufbau (Einbeinstand- Modell) zumindest relativ vergleichbar. Bei derartigen C1- Verletzungen liegt die maximale Belastbarkeit externer Fixationsverfahren in vergleichbaren Studien je nach Versuchsaufbau zwischen 30N und 175N [183]. Die Ergebnisse für den neuen schräg dorsalen Fixateur lagen somit an der Obergrenze bisher getesteter externer Fixationsverfahren in ähnlichem Aufbau. Ein direkter Vergleich mit anderen Fixateurmontagen ähnlicher Stabilität, wie z.B. dem Egbers Beckenfixateur, war leider nicht möglich.

In der Testreihe an Humanpräparaten mit belassenem Weichteilmantel konnte der supracetabuläre Fixateur mit einer Maximalbelastung von 150N (bei allerdings erheblicher Dislokation) einer höheren Laststufe standhalten als in Versuchen am herausgelösten Präparat [129]. Dies entspricht auch der klinischen Erfahrung, weshalb dieser Fixateur auch zur Primärstabilisierung von Becken-C-Verletzungen verwendet wird.

Der neue Schräg dorsale Fixateur erwies sich wie bei den Kunststoffbecken auch bei den Humanpräparaten als das deutlich stabilere Verfahren. Mit einer durchschnittlichen Dislokation von 5,6mm bei 150N und 8,6mm bei 200N lagen die Werte etwas höher als bei den Versuchen an Kunststoffbecken. Die Grenzlast, die bei anderen Arbeitsgruppen allgemein mit einer Dislokation über 10mm definiert ist, war hier bei 200N noch nicht erreicht. Vergleicht man diese Werte mit anderen Fixateurversionen wie dem Pittsburgh triangular frame oder dem Egbers Fixateur, die im Einbeinstand bei C1.2 Instabilität ihre Grenzlast bei maximal 130N erreichen [147], so weist der schräg dorsale Fixateur durchweg bessere Werte auf. Ein direkter Vergleich mit dem Egbers Fixateur, dem wohl stabilsten klinisch eingesetzten Beckenfixateur war auch am Humanpräparat leider nicht möglich.

Der verspannte, schräg dorsale Fixateur bietet mit einer vergleichbaren Stabilität wie die Beckenzwinge eine Alternative zur Primärstabilisierung von Becken-C-Verletzungen. Aufgrund der guten biomechanischen Resultate und des erhöhten Patientenkomforts könnte er auch zur Mobilisierung mit Teilbelastung belassen werden. Dies muß durch entsprechende klinische Studien noch validiert werden.

10.4.2 Interne Stabilisierungsverfahren SI Gelenk

Neben der Entwicklung und Testung eines neuen externen Stabilisierungskonzeptes sollte als Grundlage zur minimal invasiven Stabilisierung des dorsalen Beckenrings auch eine neue 4-Loch Platte zur Stabilisierung des SI Gelenkes biomechanisch getestet werden.

Deshalb wurde am zuvor etablierten Versuchsaufbau mit Kunststoff-Becken im Einbeinstandmodell diese „Sawaguchi“ Platte, gegen die bisherigen Standards, die Doppelplattenosteosynthese mit zwei 3-Loch DC Platten und die SI-Schraubenosteosynthese mit einer 7.0mm kanülierten Spongiosaschraube, verglichen. Bei dem C1.2 Instabilitätsmodell mit SI-Sprengung und Symphysensprengung wurde der vordere Beckenring jeweils mit dem supraacetabulären Fixateur stabilisiert.

Mit der neuen Platte konnte bei nahezu identischem Kurvenverlauf zur DCP-Versorgung [Seite 123↓]eine deutlich bessere Stabilisierung des SI-Gelenkes erreicht werden als mit einer SI-Schraube. Ab einer Last von 300N war der Unterschied auch statistisch signifikant.

Die relativ großen Dislokationswerte, vor allem bei der SI-Schrauben-Stabilisierung mit durchschnittlich 5mm Dislokation bei 300N im Vergleich mit Literaturwerten lassen sich vornehmlich durch die Art der ventralen Stabilisierung erklären. Der supraacetabuläre Fixateur ist für die Stabilität des Gesamtsystems weniger rigide als die sonst zumeist verwendete Symphysenplatte. Bei Plattenosteosynthese des vorderen Beckenrings erwies sich bei ähnlichem Versuchsaufbau und ebenfalls Testung an Kunststoffbecken die SI-Schraubenosteosynthese sogar als stabiler als die ventrale Plattenosteosynthese, da die Rotationskomponente weniger entscheidend war [85]. Für unseren Versuchsaufbau, vor allem im Vergleich mit dem neuen schräg dorsalen Fixateur, war die externe Stabilisierung aber das geeignetere Verfahren. Auch bei der Testung an den Humanpräparaten sind die im Vergleich zu anderen Arbeitsgruppen relativ großen Dislokationen bei Stabilisierung mit zwei DCP durch die Art der ventralen Stabilisierung mit dem supraacetabulären Fixateur zu erklären.

Aus den Ergebnissen dieser Versuchsanordnung läßt sich folgern, daß bei einer C1.2 Instabilität und Stabilisierung des ventralen Beckenrings mit einem Fixateur externe die Plattenosteosynthese des SI-Gelenkes deutlich mehr Stabilität bietet als die SI-Verschraubung. Die Versorgung mit einer 4-Loch Platte hat sich hierbei der klassischen DCP- Doppelplattenosteosynthese als gleichwertig erwiesen. Dies ist für die Entwicklung eines neuen Fixateur interne zur SI Fugen Stabilisierung von entscheidender Bedeutung.


© Die inhaltliche Zusammenstellung und Aufmachung dieser Publikation sowie die elektronische Verarbeitung sind urheberrechtlich geschützt. Jede Verwertung, die nicht ausdrücklich vom Urheberrechtsgesetz zugelassen ist, bedarf der vorherigen Zustimmung. Das gilt insbesondere für die Vervielfältigung, die Bearbeitung und Einspeicherung und Verarbeitung in elektronische Systeme.
DiML DTD Version 4.0Zertifizierter Dokumentenserver
der Humboldt-Universität zu Berlin
HTML-Version erstellt am:
09.06.2005