Beeinflussung der Knochenheilung durch Implantate mit variabler ...

Tierärztliche Hochschule Hannover

Beeinflussung der Knochenheilung durch Implantate mit variabler Steifigkeit

auf Basis von Formgedächtnislegierungen: Untersuchung der Steifigkeitsände-

rung und deren Auswirkung auf die Frakturheilung durch kontaktfreie

elektromagnetische Induktion im Schafsmodell

INAUGURAL-DISSERTATION

Zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin

-Doctor medicinae veterinariae-

(Dr. med. vet.)

Vorgelegt von

Inken Determann

Karlsruhe

Hannover, 2016

Wissenschaftliche Betreuer: 1. Univ. - Prof. Dr. med. vet. Michael Fehr Klinik für Kleintiere, Tierärztliche Hochschule Hannover

2. Priv.- Doz. Dr. med. Christian W. Müller

Unfallchirurgische Klinik, Medizinische

Hochschule Hannover

3. Dr. med. Sebastian Decker

Unfallchirurgische Klinik, Medizinische

Hochschule Hannover

1. Gutachter: Univ. - Prof. Dr. med. vet. Michael Fehr

2. Gutachter: Univ. - Prof. Dr. med. vet Peter Stadler

Tag der mündlichen Prüfung: 11.05.2016

Diese Dissertation entstand im Rahmen des Sonderforschungsbereichs 599 der

Deutschen Förderungsgemeinschaft (DFG), Teilprojekt D10 „Zukunftsfähige biore-

sorbierbare und permanente Implantate aus metallischen und keramischen Werk-

stoffen“.

Für meine Familie

Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung ....................................................................................................................... 7

2 Literaturübersicht...........................................................................................................10

2.1 Die Physiologie der Knochenheilung ......................................................................10

2.2 Ursachen, Klassifikation und Behandlungsmethoden von ........................................

Knochenheilungsstörungen ....................................................................................13

2.3 Methoden der Osteosynthese ................................................................................16

2.4 Die Eignung von Nickel-Titan-Implantaten zur Frakturbehandlung .........................19

2.5 Der Einfluss des biomechanischen Umfelds auf die Fraktur ...................................22

2.6 Vorarbeiten zur Entwicklung des Nitinol-Implantats ................................................23

3 Material und Methoden ..................................................................................................26

3.1 Material ..................................................................................................................26

3.1.1 Geräte, Medikamente und Verbrauchsmaterialien ...........................................26

3.1.2 Herstellung und Eigenschaften der Implantate ................................................29

3.1.2.1 Implantat 1 ...................................................................................................31

3.1.2.2 Implantat 2 ...................................................................................................32

3.2 Methoden ...............................................................................................................33

3.2.1 Der Tierversuch ...............................................................................................33

3.2.2 Überblick über den Versuchsaufbau ................................................................34

3.2.2.1 Die Operation ..............................................................................................34

3.2.2.2 Postoperative Versorgung ...........................................................................40

3.2.2.3 Die Induktion................................................................................................42

3.2.3 Röntgen ..........................................................................................................44

3.2.4 Schmerzscore .................................................................................................45

3.2.5 µ-CT ................................................................................................................45

3.2.6 Biomechanische Untersuchung / Vier - Punkt - Biegung .................................47

3.2.7 Statistik ...........................................................................................................49

4 Ergebnisse ....................................................................................................................50

4.1 Durchführung und Komplikationen .........................................................................50

4.2 Klinische Untersuchungen und Schmerzscore .......................................................52

4.3 Röntgen .................................................................................................................57

4.4 µ-CT .......................................................................................................................58

4.5 Biomechanische Testung .......................................................................................63

5 Diskussion .....................................................................................................................66

5.1 Diskussion der gewählten Methodik .......................................................................66

5.2 Diskussion der klinischen Untersuchungen ............................................................70

5.3 Diskussion der röntgenologischen, µ-tomographischen und biomechanischen

Ergebnisse .............................................................................................................72

5.3.1 Diskussion der röntgenologischen Ergebnisse ................................................72

5.3.2 Diskussion der µ-tomographischen Ergebnisse ...............................................72

5.3.3 Diskussion der biomechanischen Ergebnisse .................................................75

5.4 Diskussion der Induktion ........................................................................................75

5.5 Diskussion der Biokompatibilität .............................................................................78

5.6 Fazit .......................................................................................................................80

6 Zusammenfassung ........................................................................................................82

7 Summary .......................................................................................................................84

8 Literaturverzeichnis .......................................................................................................86

9 Anhang ........................................................................................................................ 102

9.1 Abbildungsverzeichnis .......................................................................................... 102

9.2 Tabellenverzeichnis.............................................................................................. 103

10 Erklärung ................................................................................................................. 104

11 Danksagungen ........................................................................................................ 105

Abkürzungsverzeichnis

Abb. Abbildung

AO Arbeitsgemeinschaft für

Osteosynthesefragen

BMC Bone mineral content

BMD Bone mineral density

BMP Bone morphogenetic pro-

tein

BV Bone volume

C˚ Celsius

cm (lat.) Zentimeter

CT Computertomographie

DCP Dynamic compression

plate

EKG Elektrokardiogramm

Engl. Englisch

Ggr. Geringgradig

Hgr. Hochgradig

IFM Interfragmentary move-

ment

Kg Kilogramm

LC-DCP Limited contact dynamic

compression plate

LCP Locking compression

plate

LISS Less invasive stabilization

system

Mgr. Mittelgradig

MHH Medizinische Hochschule

Hannover

mm (lat.) milimeter

MSC Mesenchymal stemm cell

NCP Noncontacting plate

Nitinol Nickel Titanium Naval

Ordnance Laboratory

PostOP Post operationem

ROI Region of interest

Tab. Tabelle

TiHo Tierärztliche Hochschule

Hannover

TMD Tissue mineral density

TV Total callus volume

ZTL Zentrales Tierlabor

z.B. Zum Beispiel

Einleitung

7

1 Einleitung

Große Bedeutung kommt in der Human-, und in der Tiermedizin dem Gebiet der

Orthopädie zu. Die chirurgische Versorgung von Frakturen nimmt einen wichtigen

Teil dieses Gebiets ein (KANCZLER u. OREFFO 2008). Hierzu gibt es verschiedens-

te operative Techniken und Implantate: Vom Fixateur externe über Kirschner-Drähte

und Marknägel bis hin zu verschiedenen Osteosynthesplatten (LITTENBERG et al.

1998; HARASEN 2003).

Die Heilung von Frakturen ist ein komplexer, multifaktorieller Prozess (siehe Abb. 1)

(Mckibbin 1978; ROBELLO u. ARON 1992; CLAES et al. 2012). Biologische,

mechanische und Umwelteinflüsse wirken sich auf die Ossifikation aus.

Entscheidend können beispielsweise das Vorliegen einer offenen Fraktur oder eines

Frakturspaltes nach der Osteosynthese sein sowie einer Querfraktur. Bei einem Vor-

liegen aller drei Faktoren steigt das Risiko einer Revisionsoperation auf bis zu 94%

(BHANDARI et al. 2003). Bei den patientenindividuellen Einflüssen hat beispiels-

weise das Lebensalter eine große Bedeutung. Sie wird auf Grund der alternden

Gesellschaft in den nächsten Jahren noch zunehmen (GASTON u. SIMPSON 2007).

Abb. 1: Schematische Darstellung der wichtigsten Einflussfaktoren auf die Knochenheilung (eigene Darstellung)

Einleitung

8

Auf Grund der Komplexität der Knochenheilung kann es leicht zu Störungen dieser

kommen (EINHORN 2005; ZIMMERMANN et al. 2007; MOGHADDAM et al. 2010).

Ist eine Fraktur beim Menschen nach 4-6 Monaten noch nicht verheilt, der Heilungs-

prozess aber auch noch nicht beendet, spricht man von einer verzögerten Heilung

(delayed union), ist nach 8 Monaten noch keine Frakturheilung eingetreten, liegt eine

Pseudarthrose (nonunion) vor (DEANGELIS 1975; RUNKEL u. ROMMENS 2000;

RODRIGUEZ-MERCHAN u. FORRIOL 2004). In der Humanmedizin kommt es in

2-19 % der Fälle zu einer verzögerten Heilung, in 0-13 % sogar zur Bildung von

Pseudarthrosen bei Tibia-Schaft-Frakturen (LITTENBERG et al. 1998). In der Tier-

medizin finden sich Werte von 9,2-10,5 % für eine verzögerte Heilung, ein Nicht-

heilen bei Frakturen der langen Röhrenknochen von Hunden und Katzen kommt in

0,85-8,4 % der Fälle vor (PHILLIPS 1979; MCCARTNEY u. MACDONALD 2006;

KORNMAYER et al. 2014). Pseudarthrosen resultieren häufig in Schmerz und führen

daher oft zu einer Revisionsoperation mit einem entsprechendem Narkose- und

Infektionsrisiko (HOFMANN 1995; SATHIYAKUMAR et al. 2014).

Viele Forschungsprojekte der letzten Jahre untersuchen mögliche Lösungen zur

Optimierung der Knochenheilung und versuchen damit die Wahrscheinlichkeit von

Komplikationen zu minimieren (PERREN 2002; BOTTLANG 2010; CLAES et al.

2011; EPARI et al. 2013; DECKER et al. 2015). Eine mechanische Stimulation durch

interfragmentäre Bewegungen wird hierfür von vielen als essentiell betrachtet

(TERJESEN et al. 1985; LÅFTMAN et al. 1989; HOFMANN 1995). Diese ist aber

nicht selten eingeschränkt, da die am häufigsten verwendeten kommerziell erhält-

lichen Metallimplantate aus Titan, Cobalt-Chrom oder rostfreiem Edelstahl eine hohe

Steifigkeit aufweisen. Da aber andererseits auch eine zu große Beweglichkeit im

Frakturspalt die Heilung verzögern und sogar verhindern kann (KENWRIGHT u.

GOODSHIP 1989; CHEAL et al. 1991; CLAES et al. 2000) wäre ein Implantat, das

eine variable Steifigkeit besitzt, wünschenswert (MÜLLER et al. 2010). Darüber

hinaus darf es nicht störend in die Physiologie der Knochenheilung eingreifen

(UHTHOFF et al. 2006). Die Ansätze reichen hier von abbaubaren Implantaten auf

Basis von Magnesium oder Eisen über ß- Titaniumimplantate mit einer niedrigen

Einleitung

9

Steifigkeit bis hin zu superelastischen und Formgedächtnis-Metallverbindungen

(NIINOMI et al. 2012; MÜLLER et al. 2015).

Die Fähigkeit der Formgedächtnislegierungen ihre Form und damit ihre Steifigkeit zu

einem beliebig wählbaren Zeitpunkt transkutan temperaturabhängig zu verändern,

macht sie zu einem interessanten Material für Osteosynthesen (RUSSELL 2009;

MÜLLER et al. 2014). Die Möglichkeit diese Änderung der Steifigkeit ohne eine

erneute Operation und nur durch Anlegen einer elektromagnetischen Spannung

transkutan zu induzieren, macht die Formgedächtnislegierungen zu einer vielver-

sprechenden Entwicklung in der Implantatforschung (KRÄMER et al. 2013; PFEIFER

et al. 2013). Im Teilprojekt D10 des Sonderforschungsbereichs 599 wurden die

Grundlagen für den Einsatz von Formgedächtnislegierungen für die Frakturheilung

gelegt. In Vorversuchen wurden erste Implantatdesigns auf ihre Funktionalität und

ihre Biokompatibilität hin zunächst in vitro und später in in vivo Versuchen im Klein-

tier geprüft.

Zielsetzung

In der vorliegenden Arbeit soll anhand einer klinischen Studie die Funktionalität und

klinische Verträglichkeit der speziell für diesen Versuch entwickelten Implantate aus

der Formgedächtnislegierung Nickel-Titan (Nitinol) im Großtiermodell getestet

werden. Darüber hinaus sollen die Machbarkeit und die Auswirkung der elektro-

magnetischen Induktion und der resultierenden Steifigkeitsänderung auf die

Knochenheilung untersucht werden.

Literaturübersicht

10

2 Literaturübersicht

2.1 Die Physiologie der Knochenheilung

Die Knochenheilung stellt eine Besonderheit im Körper dar, da Knochen im Gegen-

satz zu Sehnen, Muskeln oder Haut vollständig, ohne Bildung von Narbengewebe

ausheilen können (MCKIBBIN 1978; KANCZLER u. OREFFO 2008; MARSELL u.

EINHORN 2011). Das Gefüge des Knochens besteht aus der äußeren Kompakta,

die ein stabiles knöchernes Gerüst bildet und der inneren Spongiosa, deren feine

Trabekel-Architektur einem ständigen Umbauprozess untersteht. Die Kompakta ist

geformt aus Osteonen (Havers-Systemen), die aus Knochenlamellen um einen

Havers-Kanal mit Blutgefäßen und Nerven geschachtelt, bestehen. Sie wird geformt

durch die mechanische Belastung des Knochens durch Druck und Zug (trajektorielle

Ausrichtung). Eingebettet zwischen den Trabekeln befindet sich das Knochenmark,

nur getrennt durch das Endost, das sich aus mesenchymalen Stammzellen,

Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen zusammensetzt. Umschlossen wird der

Knochen vom Periost, bestehend aus dem inneren Stratum osteogenicum, das wie

das Endost aufgebaut ist und der Knochenbildung dient und dem äußeren Stratum

fibrosum (Siehe Abb. 2) (MCKIBBIN 1978; LÜLLMANN-RAUCH 2012). Ein Knochen

besteht aus verschiedenen Knochenzellen wie Osteoklasten und Osteoblasten, die

sich aus Osteoprogenitorzellen differenzieren. Die Osteoklasten befinden sich in

einem permanenten Knochenabbau und die Osteoblasten in einem permanenten

Knochenaufbau (LÜLLMANN-RAUCH 2012).

Literaturübersicht

11

Abb. 2: Schematische Darstellung des Knochenaufbaus (eigene Darstellung)

Die Bildung des Knochengewebes erfolgt unterschiedlich. Bei optimaler,

anatomischer Position und einer stabilen Retention mit minimalen interfragmentären

Bewegungen kann eine primäre, sogenannte Haversianische Knochenheilung

erfolgen (MARSELL u. EINHORN 2011). Durch den Kontakt zwischen den Fragmen-

ten (Kontaktheilung) können Osteoklasten am Frakturrand einen Kanal durch die

Osteonen von einer Seite des Frakturspalts auf die andere Seite entstehen lassen.

Osteoblasten im hinteren Bereich des Kanals füllen ihn mit Knochen und über-

brücken den Frakturspalt (TSIRIDIS et al. 2007). Gleichzeitig beginnt die Neugestal-

tung der Havers-Systeme, durch die neue Blutgefäße weiter Osteoprogenitorzellen

an den Frakturspalt bringen (EINHORN 1998). Die überbrückenden Osteone werden

im Verlauf zu Knochenlamellen ummodelliert (MARSELL u. EINHORN 2011). Bei der

Spaltheilung bilden sich zunächst Knochenlamellen parallel zum Frakturspalt, die

dann sekundär von den Kanälen der Osteoklasten vertikal durchbohrt und durch den,

Literaturübersicht

12

darin neu entstehenden Knochen mit den Frakturenden verbunden werden

(LÜLLMANN-RAUCH 2012).

Die weitaus häufigere Form der Knochenheilung ist die sekundäre Knochenheilung.

Sie nimmt den Umweg über die Bildung einer zunächst bindegewebigen Narbe

(Kallus), die im Verlauf zunächst zu Knorpel und dann zu Knochengewebe umgebaut

wird. Meistens ist sie eine Kombination aus desmaler und enchondraler Ossifikation,

ähnlich der embryonalen Knochenentwicklung (CHO et al. 2002; AI-AQL et al. 2008).

Bei der desmalen Ossifikation wird ein harter Kallus direkt aus Osteoprogenitorzellen

und mesenchymalen Stammzellen im Periosteum gebildet (EINHORN 1998;

DIMITRIOU et al. 2005), bei der enchondralen Ossifikation entwickelt sich zunächst

Knorpel aus dem Bindegewebe, der dann in Knochen umgebaut wird.

Im Einzelnen umfasst die Knochenheilung vier sich überlappende Phasen:

die inflammatorische Phase, die Granulationsphase, die Phase der Kallushärtung

und die Remodellierungsphase (CARANO u. FILVAROFF 2003; SCHELL et al. 2005;

MARSELL u. EINHORN 2011). Maßgeblich daran beteiligt sind Knochenmark und -

rinde, das Periosteum und das umliegende Weichteilgewebe (EINHORN 1998;

GERSTENFELD et al. 2003; TSIRIDIS et al. 2007). Das genaue Zusammenspiel

dieses biologischen Vorgangs und seiner komplexen Prozesse auf zellulärer und

molekularer Ebene ist noch nicht genau bekannt (DIMITRIOU et al. 2005).

Bei der Frakturierung des Knochens kommt es zu einer Disruption der Gefäße, einer

Einblutung in den Frakturspalt und damit zur Bildung eines Hämatoms (KANCZLER

u. OREFFO 2008). Durch die Verletzung des Gewebes beginnt gleichzeitig die

Invasion der inflammatorischen Zellen (Makrophagen, Granulozyten, Leukozyten und

Mast-zellen). Sie sezernieren proinflammatorische Zytokine und Wachstumsfaktoren,

die Fibroblasten, Osteoprogenitorzellen und mesenchymale Stammzellen rekrutieren

und die Bildung von neuen Blutgefäßen anregen (CARANO u. FILVAROFF 2003;

MARSELL u. EINHORN 2011). Die rekrutierten Fibroblasten und mesenchymalen

Stammzellen wandern in das Hämatom ein, das sich zu einer ersten bindegewebigen

Vorstufe organisiert. Diese bildet später die Grundlage für die Mineralisierung des

primären Kallus (MCKIBBIN 1978). Die Stammzellen differenzieren sich und

Literaturübersicht

13

beginnen mit der Chondrogenese. Der so entstehende weiche Kallus führt bereits zu

einer ersten Stabilisierung der Fraktur (BARNES et al. 1999). Im weiteren Verlauf

kommt es zu einer Hypertrophie und einer progredienten Kalzifizierung der Matrix der

hypertrophen Chondrozyten, ausgehend von den Frakturenden (DIMITRIOU et al.

2005). Sie bietet die Grundlage für Osteoblasten, die von einwachsenden Gefäßen

mitgeführt werden. Während die Chondrozyten nach und nach der Apoptose zum

Opfer fallen (LEE et al. 1998) oder von Chondroklasten entfernt werden (EINHORN

1998), beginnen die Osteoblasten die mineralisierte Matrix in neuen Knochen umzu-

bauen. In einem letzten Schritt wird der vollständige Kallus durch die Aktivität der

Osteoklasten und -blasten in einem monatelangen Prozess in lamellares Knochen-

gewebe ummodelliert, bis wieder der ursprüngliche Knochen aus Knochenmark und -

rinde entstanden ist (MARSELL u. EINHORN 2011).

2.2 Ursachen, Klassifikation und Behandlungsmethoden von Knochen-

heilungsstörungen

Die möglichen Ursachen für Störungen der Knochenheilung sind vielfältig und

hängen unter anderem von der Art des Traumas, der Behandlung und von patienten-

individuellen Einflüssen ab (JACKSON u. PACCHIANA 2004; NOLTE et al. 2005;

CALORI et al. 2007; ZIMMERMANN et al. 2007). Auch die Art der Fraktur, das Vor-

liegen einer Infektion und einer starken Hyperämie oder Ischämie kann relevanten

Einfluss haben (SUMNER-SMITH 1991). Carano und Filvaroff erklärten 2003 die

Angiogenese zu einem entscheidenden Faktor, der auch durch andere Faktoren

negativ beeinflusst werden kann. Auch andere Wissenschaftler schlossen sich dem

an (KANCZLER u. OREFFO 2008) und brachten die Angiogenese mit einem

weiteren wichtigen Einfluss in Verbindung: den biomechanischen Faktoren. Lienau et

al. stellten fest, dass es mit zunehmender interfragmentärer Bewegung zu einer

schlechteren Vaskularisation der Fraktur kommt (LIENAU et al. 2005). Auch andere

Autoren sind der Ansicht, dass eine mechanische Instabilität der Fraktur eine der

häufigsten Ursachen für Knochenheilungsstörungen ist (DEANGELIS 1975). Weiter-

hin führen eine zunehmende Größe des Frakturspaltes (> 2mm) und die daraus

Literaturübersicht

14

resultierende zunehmende interfragmentäre Bewegung zu einer verzögerten

Knochenheilung (CLAES et al. 1997; 1998; 2000). Andererseits kann sich auch eine

zu rigide Fixierung der Fraktur negativ auf die Knochenheilung auswirken, da die

mechanische Stimulation unzureichend ist (RODRIGUEZ-MERCHAN u. FORRIOL

2004; CLAES et al. 2011). Es kann zu einem sogenannten „stress shielding“

kommen, wobei das Implantat den Knochen von seiner natürlichen Belastung ab-

schirmt und so zu Knochenatrophie und verminderter mechanischer Stabilität führen

kann (LÅFTMAN et al. 1989; NIINOMI et al. 2012).

Klassifikation Pseudarthrosen

Pseudarthrosen lassen sich in entwicklungsfähige reaktive und nicht entwicklungs-

fähige inaktive Pseudarthrosen einteilen (SUMNER-SMITH 1991; RUNKEL u.

ROMMENS 2000). Entwicklungsfähige Pseudarthrosen zeigen eine unterschiedlich

weit fortgeschrittene Kallusbildung (ROBELLO u. ARON 1992). Nach der Klassifika-

tion der AO (Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefragen) erfolgt die Einteilung in

hypertrophe, avitale/avaskuläre und atrophe Pseudarthrosen (PANAGIOTIS 2005).

Eine weitere Form ist die Infektpseudarthrose, die bei offenen Frakturen und

operativer Osteosynthese durch eingebrachte Bakterien entsteht und mit Knochen-

resorption an den Frakturenden und septischen Sequestern korreliert, ähnlich der

atrophen Pseudarthrose (RUNKEL u. ROMMENS 2000; MEINERS et al. 2009).

Behandlungsmethoden

Die Therapie der Pseudarthrosen richtet sich nach der vorliegenden Form, aber es

besteht fast immer eine Indikation zur chirurgischen Intervention (RUNKEL u.

ROMMENS 2000). In Ausnahmefällen ist eine Ruhigstellung der Fraktur mit einem

Gipsverband oder eine Stimulation der Knochenheilung mittels alternativer Methoden

(siehe unten) möglich. Bei einer ursprünglich konservativ behandelten hypertrophen

Pseudarthrose ist meist die operative Stabilisierung mittels Plattenosteosynthese

ausreichend, selten sogar ein stabiler Gipsverband. Bei bereits operierten Frakturen

mit hypertropher Pseudarthrose muss ebenfalls die Stabilität durch eine längere,

steifere Platte oder einen aufgebohrten Verriegelungsmarknagel erfolgen (MEINERS

Literaturübersicht

15

et al. 2009). Eine weitere Möglichkeit besteht im Anbringen eines Fixateurs externe

(EWERBECK et al. 2014). Bei einer atrophen Pseudarthrose muss zusätzlich zur

Immobilisation die Vitalität des Knochens wieder hergestellt werden (FRÖLKE &

PATKA 2007). Eine Resektion der Frakturenden bis ins vitale Gewebe und eine

Aufbohrung des Medullarkanals wird vorgenommen (ROBELLO u. ARON 1992;

JACKSON u. PACCHIANA 2004; MEINERS et al. 2009). Häufig ist eine autologe

Spongiosaplastik notwendig, die einen Frakturspalt bis zu zwei Zentimetern auch bei

Defektpseudarthrosen ausfüllen kann (RUNKEL u. ROMMENS 2000; EWERBECK et

al. 2014). Anschließend erfolgt die anatomische Reposition und Osteosynthese der

Fraktur.

Infektpseudarthrosen müssen schrittweise saniert werden. Dazu gehört zunächst die

Entfernung von infizierten Sequestern und eingebrachten Implantaten, das

Debridément des infizierten Gewebes sowie lokale und systemische Antibiotika-

therapie (MEINERS et al. 2009). Nach der Sanierung der Infektion erfolgt das weitere

Vorgehen wie bei einer atrophen Pseudarthrose.

Zu den vielversprechendsten nicht operativen Methoden bei atrophen

Pseudarthrosen gehören extrakorporale Stoßwellen, die durch Mikrofrakturen die

Knochenheilung auf zellulärer und molekularer Ebene reaktivieren (CHEN et al.

2004) und niedrig gepulster Ultraschall, der die Frakturheilung beschleunigen kann

(RODRIGUEZ-MERCHAN u. FORRIOL 2004; MALIZOS et al. 2006). Das Anlegen

von elektromagnetischer Spannung simuliert die elektrischen Felder, die bei

mechanischer Belastung im Knochen entstehen und fördert die Heilung

(PANAGIOTIS 2005). Die Implantation von Bone morphogenetic protein (BMP) 7 in

die Pseudarthrose fördert die knöcherne Konsolidierung (ZIMMERMANN et al.

2007). An weiteren Zytokinen sowie am Einsatz von Gentherapie wird geforscht.

Literaturübersicht

16

2.3 Methoden der Osteosynthese

Die verschiedensten Möglichkeiten zur Frakturversorgung stehen neben der

konservativen Therapie mit Gipsverbänden oder Casts aus Kunststoffen zur

Verfügung (RÜTER 2004). Im Laufe der Jahre hat sich bei der Methodik einiges ver-

ändert (MATTHEWS et al. 2008). Das Ziel der konventionellen Plattenosteosynthese

ist die optimale anatomische Reposition der Knochen durch absolute Stabilität

(BOTTLANG et al. 2009). Es gibt verschiedene Plattensysteme, die eine stabile

Fixierung und damit eine frühe Wiederbelastbarkeit des Beines ermöglichen sollen

und nicht vor Ausheilung der Fraktur versagen dürfen (KUBIAK 2006). Die Kom-

pressionsplatte (DCP, Dynamic Compression Plate), die auf Grund der ovalen

konischen Löcher durch das Anziehen der Schrauben eine vorgegebene Spannung

auf die Fraktur bringt, bietet eine stabile Fixierung und soll zu primärer Knochen-

heilung führen (MATTHEWS et al. 2008).

Die limited contact-dynamic compression plate (LC-DCP) ist eine Weiterentwicklung

daraus, die durch eine geringere Auflagefläche eine bessere kortikale Durchblutung

bieten soll (GAUTIER u. PERREN 1992). Nachteile der sehr steifen Fixierung der

Fraktur sind Knochenatrophie unter der Platte durch stress shielding und erhöhtes

Risiko der Refrakturierung nach der Entfernung des Implantats (STRÖMBERG u.

DALÉN 1978; UHTHOFF et al. 2006; ZAHN et al. 2008).

Die sogenannte biologische Osteosynthese stellt eine neuere Entwicklung dar, die

den Schwerpunkt auf den Erhalt der Knochenperfusion und des periossären

Gewebes legt, ohne die mechanische Stabilität zu vernachlässigen. (WELLER 1998)

Sie strebt eine möglichst physiologische, sekundäre Knochenheilung an

(SONDEREGGER et al. 2010). Im Rahmen dieser biologischen Osteosynthese

stellen winkelstabilen Platten eine neuere Entwicklung der AO dar, die durch mini-

male Auflagepunkte die Knochenphysiologie kaum beeinträchtigen (BAUMGAERTEL

et al. 1998). Da diese Platten winkelstabil sind und ohne Druck auf den Knochen

auskommen, ist das System schonender für Periost und Medulla.

Eine solche winkelstabile Platte, die ohne relevante Auflagepunkte am Knochen aus-

kommt, ist das LISS-System (Less Invasive Stabilisation System) (EGOL et al. 2004).

Literaturübersicht

17

Bei diesem Implantatsystem, das funktionell dem Fixateur interne entspricht, erfolgt

die winkelstabile Verankerung der Platte dadurch, dass die Schraube mit einem

Gewinde im Knochen verankert ist, ein zusätzliches Schraubenkopfgewinde jedoch

mit der Platte verschraubt wird (KÖSTLER et al. 2005). Dieses kontaktlose Implantat

(NCP = Noncontacting Plate) kann die gleiche Steifigkeit bieten wie eine vergleich-

bare DCP-Platte, ohne die kortikale Durchblutung zu stören (KOWALSKI et al. 1996).

Das Verfahren eignet sich insbesondere für Mehrfragmentbrüche, diaphysäre und

metaphysäre Frakturen. Für Frakturen mit Gelenkbeteiligung ist das System eher

ungeeignet, da hier eine genaue anatomische Rekonstruktion und eine primäre

Frakturheilung angestrebt werden (KÖSTLER et al. 2005). Nachteilig wirken sich

auch die hohen Kosten aus und die hohe Präzision, die beim Einbringen erforderlich

ist, da die Schrauben nur in einem bestimmten Winkel in die Platte passen

(KÖSTLER et al. 2005). Die neuere LCP (Locking Compression Plate) bietet durch

eine Modifizierung der Löcher die Möglichkeit sowohl winkelstabile, als auch konven-

tionelle Kortikalisschrauben, sowie eine Kombination der beiden, zu verwenden

(FRIGG 2003).

Die Überbrückungs-Osteosynthese (Bridging Plates) ist eine Methodik, bei der die

Platte überbrückend über dem Frakturspalt zu liegen kommt und nur mit 2-3

Schrauben pro Seite fixiert wird. Im Bereich der Fraktur bleiben die Plattenlöcher

unbesetzt (LIVANI u. BELANGERO 2004; SONDEREGGER et al. 2010). Durch

dieses Vorgehen verringert sich die Steifigkeit im Frakturspalt und die so vermehrten

interfragmentären Bewegungen stimulieren die Kallusbildung (KACZMAREK et al.

2005).

Marknägel stellen für viele Chirurgen das Mittel der Wahl bei diaphysären Frakturen

von Femur und Tibia dar (MATTHEWS ET AL. 2008; PAPAKOSTIDIS et al. 2011).

Durch kleine Inzisionen kann der Marknagel frakturfern in die Markhöhle eingebracht

werden (BONG et al. 2006). Bei der unaufgebohrten Marknagelosteosynthese

werden dünne, aber massive Marknägel in die unbeschädigte Markhöhle einge-

schlagen. Dies schont die Gefäße und reduziert das Risiko einer Embolisation in die

Literaturübersicht

18

Lunge (KRETTEK et al. 1996; BHANDARI et al. 2008). Verriegelungsschrauben

sichern den Marknagel gegen Rotation und Längenverschiebung (BONG et al.

2006). Bei der aufgebohrten Marknagelosteosynthese wird der Marknagel über die

genaue Einpassung in die Markhöhle und damit dem engen Kontakt zwischen Nagel

und Knochen fixiert. Dafür muss die Markhöhle aufgebohrt und für stabilere Mark-

nägel größeren Durchmessers erweitert werden. Der dabei entstehende Knochen-

abrieb kann als autologes Transplantat die Frakturheilung unterstützen (MATTHEWS

et al. 2008). Nachteilig kann sich die durch die Bohrung entstehende Schädigung der

medullären Gefäße und die entstehende Hitze auswirken. Es kann zu Nekrosen des

Knochengewebes und Fettembolien kommen (REYNDERS u. BROOS 2000).

Verriegelungsnägel bieten zusätzlich die Option der Dynamisierung und damit einer

Steifigkeitsänderung des Implantats (GEORGIADIS et al. 1990; PAPAKOSTIDIS et

al. 2011; OMEROVIC et al. 2015). Neue Entwicklungen bieten auch bei den

Verriegelungsnägeln winkelstabile Optionen (TRAPP u. BÜHREN 2008).

Beim Fixateur externe werden ähnlich dem Fixateur interne lange, sogenannte

Schanz-Schrauben oder Steinmann-Nägel minimalinvasiv vertikal in den Knochen

implantiert. Über stabile Verbindungsstücke (Backen) werden sie an Rohrstangen

außerhalb des Körpers befestigt und verbunden (HÖNTZSCH u. WELLER 1996). Es

gibt unilaterale und bilaterale Systeme (BEHRENS u. SEARLS 1986). Zu den

Indikationen gehören typischerweise offene Frakturen sowie Frakturen mit großen

Weichteilschäden. Darüber hinaus werden sie im Rahmen der damage control

surgery beim Polytrauma verwendet (ALONSO et al. 1989; GIOTAKIS u. NARAYAN

2007). Die Methode bietet die Möglichkeit Achsen- und Längenkorrekturen oder eine

Dynamisierung vorzunehmen, ohne dass eine erneute Operation notwendig wird

(RÜTER 2004).

Literaturübersicht

19

2.4 Die Eignung von Nickel-Titan-Implantaten zur Frakturbehandlung

Nitinol (Nickel Titanium Naval Ordance Laboratory) wurde schon seit seiner

Entdeckung 1959 erforscht und im Laufe der Jahre für eine Vielzahl von Produkten in

der Medizin und Zahnmedizin eingesetzt (KAUFFMAN u. MAYO 1997). Die

Anwendungsgebiete umfassen unter anderem die Orthopädie, Herz- und Gefäß-

chirurgie, Kieferorthopädie und Instrumente für die minimalinvasive Chirurgie

(TARNIŢĂ et al. 2009). Bekannte Beispiele aus der Kardiologie sind beispielsweise

das ASDOS (Atrial septal defekt occlusion system), das bei einem Foramen ovale

persistens verwendet wird. Es besteht aus zwei kleinen Schirmen, die nacheinander

in einen Katheter gefaltet, eingebracht werden. Im Herz entfalten sie sich dann durch

die Körpertemperatur jeweils auf einer Seite des Defekts, werden in der Mitte ver-

bunden und verschließen ihn so (DUERIG et al. 1999). Ein weiteres Beispiel sind

sich selbst entfaltende Stents. Sie werden bei Stenosen oder Aneurysmen ver-

wendet, ebenfalls in einen Katheter gefaltet und durch Natriumchlorid gekühlt an die

gewünschte Stelle eingebracht. Anschließend werden sie aus dem Katheter heraus-

geschoben und entfalten sich durch die Körpertemperatur bis sie sich durch sanften

Druck an den Gefäßwänden fixieren. So halten sie die Gefäße offen (DUERIG et al.

1999; MACHADO et al. 2003). Aus der Orthopädie gehören zu den bekanntesten

Innvationen verschiedene Klammern für die Osteosynthese und der Wirbelsäulen-

spreizer. Beide nutzen den Einweggedächtniseffekt. Die Klammern werden bei der

Frakturheilung verwendet. Sie werden in geöffnetem Zustand eingesetzt und durch

eine nicht näher beschriebene externe Quelle erwärmt. Dadurch schließen sich die

Klammern und ziehen die Frakturenden zusammen (MACHADO et al. 2003;

TARNIŢĂ et al. 2009). Der Wirbelkörperspreizer wird bei der Behandlung von

Skoliosen eingesetzt. Er wird zwischen zwei Wirbel zur lokalen Verstärkung einge-

bracht, um traumatische Bewegungen während der Heilung zu vermeiden und nimmt

erst an Ort und Stelle seine ursprüngliche Form an (MACHADO et al. 2003;

TARNIŢĂ et al. 2009).

Formgedächtnislegierungen wie Nitinol haben auf Grund ihrer funktionellen Eigen-

schaften viele interessante Neuerungen für die Medizin gebracht. Diese Eigen-

schaften umfassen den Einweg-, oder Zweiweggedächtniseffekt oder die Super-

Literaturübersicht

20

elastizität - zusammengefasst das Formgedächtnis. Zu den Formgedächtnis-

legierungen gehören beispielsweise Kupfer-Zink (CuZn), Kupfer-Aluminium-Nickel

(CuAlNi) und Nickel-Titan (NiTi) (El Feninat et al. 2002).

Die Funktion beruht auf den beiden stabilen kristallinen Phasen der Formgedächtnis-

legierungen: Dem Martensit (die Niedertemperaturphase) und dem Austenit (die

Hochtemperaturphase) und den Übergängen zwischen den beiden (EL FENINAT et

al. 2002). Nitinol ist im Martensit leicht mechanisch verformbar, bis zu 8 %

Deformationen können vollständig wieder ausgeglichen werden (WEVER et al. 1997;

MACHADO et al. 2003). Durch eine Erhöhung der Temperatur über die Austenit-

Starttemperatur beginnt die Legierung sich an seine ursprüngliche Form zu

„erinnern“. Mit dem Erreichen der Austenit-Endtemperatur hat sich das Nitinol voll-

ständig zurück geformt. Kühlt es wieder unter die Martensit-Starttemperatur ab,

beginnt der Übergang zurück in die Martensit-Phase. Die Form bleibt aber konstant.

Zusätzlich zu dieser Eigenschaft zeichnet sich Nitinol durch eine hohe Widerstands-

fähigkeit, eine hohe Biokompatibilität und eine hohe Effizienz in der Umwandlung von

thermischer in mechanische Energie aus (SHABALOVSKAYA 2002). Nitinol zeigt

außerdem eine ähnliche Druck-Deformationskurve (Hysterese) wie Knochen und hat

eine höhere Elastizität als Edelstahl (DUERIG et al. 1999; TARNIŢĂ et al. 2009). Es

zeigt eine sehr hohe Ermüdungsresistenz gegen Druckkräfte, allerdings nur ein-

geschränkte gegen Spannungskräfte (DUERIG et al. 1999). Ein niedriges Korrosi-

onslevel und damit eine geringe Abnutzung sind weitere Vorteile, die das Material für

die Medizin interessant machen (ASSAD et al. 1998). Darüber hinaus ist Nitinol nicht

ferromagnetisch und sorgt für klarere Bilder als Edelstahlimplantate bei der Magnet-

resonanz, was einen weiteren Vorteil für die Praxis darstellt (DUERIG et al. 1999).

Trotz des vielfältigen Einsatzes von Nitinol bestehen weiterhin Bedenken, die die

Biokompatibilität des Materials betreffen. Titan für sich betrachtet verfügt über eine

hohe Biokompatibilität, während Nickel sehr toxisch ist (TAKESHITA et al. 1997;

PEREIRA et al. 1998). Die Anforderungen an ein Implantat sind jedoch klar definiert:

Es darf keine Allergien auslösen, keine Ionen in den Körper abgeben (Korrosion) und

nicht toxisch oder genotoxisch sein (EL FENINAT et al. 2002; TARNIŢĂ et al. 2009).

Literaturübersicht

21

Diverse Studien wurden durchgeführt, um die Toxizität von Nitinol zu ermitteln.

Bereits 1976 testeten Castleman et al. eine Nitinol Legierung im Hundemodell und

fanden in einem Zeitraum von bis zu 17 Monaten keine Anzeichen von Korrosion,

Veränderungen des Gewebes, Entzündungen oder metallischer Kontamination in

Leber, Milz, Nieren und Gehirn. Es wurden keine signifikanten Unterschiede im

Vergleich zu einem kommerziellen Kobalt-Chrom Implantat gefunden (CASTLEMAN

et al. 1976). Dies war ein vielversprechender Anfang und viele weitere konnten eine

gute Biokompatibilität von Nitinol, ohne Anzeichen von Zytotoxizität oder

Genotoxizität in in vitro und in vivo Versuchen aufzeigen (WEVER et al. 1997;

RYHÄNEN et al. 1997; 1998; ASSAD et al. 1998; RYHÄNEN et al. 1999; KAPANEN

et al. 2001). Auch im Vergleich zu anderen kommerziell erhältlichen Materialien wie

Edelstahl, zeigten sich keine nachteiligen Unterschiede (CASTLEMAN et al. 1976;

ASSAD et al. 1998; RYHÄNEN et al. 1998; 1999; KAPANEN et al. 2001). Darüber

hinaus fanden sich keine Hinweise auf eine Allergisierung oder auf Korrosion des

Implantats (CASTLEMAN et al. 1976; WEVER et al. 1997; RYHÄNEN et al. 1997;

1999). Während aber bei vorherigen Untersuchungen das Knochenwachstum un-

mittelbar an den Implantaten stattfand (RYHÄNEN et al. 1999), stellten Berger-

Gorbet et al. zwar keinen Unterschied zwischen Nitinol-Schrauben und anderen

kommerziellen Schrauben hinsichtlich Entzündungszeichen und Histologie fest, aber

beim Nitinol entstand ein Spalt zwischen Schraube und neu gebildetem Knochen und

weniger Osteoblasten befanden sich in unmittelbarer Umgebung. Sie kamen zu dem

Schluss, dass Nitinol einen leicht zytotoxischen Effekt haben muss (BERGER-

GORBET et al. 1998). Dies bestätigte auch eine weitere Studie von Takeshita et al.,

die in einem in vivo Versuch an 75 Ratten herausfanden, dass Nitinol einen 50% ge-

ringeren Knochenkontakt aufweist, als gleichwertige Titanimplantate, jedoch kein

histologischer Unterschied im neugebildeten, umgebenden Knochen bestand

(TAKESHITA et al. 1997).

Literaturübersicht

22

2.5 Der Einfluss des biomechanischen Umfelds auf die Fraktur

Es ist allgemein anerkannt, dass mechanische Einflüsse den Verlauf der Knochen-

heilung beeinflussen (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CLAES et al. 1998). Die

genauen Mechanismen sind noch nicht vollständig geklärt (GARDNER u. MISHRA

2003; CLAES et al. 2009), doch unzureichende mechanische Stimulation kann die

Knochenheilung hemmen (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CLAES et al. 2011).

Eine Instabilität der Fraktur und ein Übermaß an interfragmentärer Bewegung stimu-

lieren zwar die Kallusbildung, können aber leicht zu hypertrophen Pseudarthrosen

führen (SCHELL et al. 2005; 2008). Das mechanische Umfeld hängt von der Belas-

tung der Fraktur, der Stabilität der Fixierung und der Größe des Frakturspalts ab.

Ansätze Einfluss darauf zu nehmen sind beispielsweise die Dynamisierung von

Marknägeln und Fixateur externe Systemen (PAPAKOSTIDIS et al. 2011). Der

optimale Zeitpunkt für eine solche Dynamisierung oder eine mechanische Stimulation

ist noch nicht bekannt (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989). Bereits 1985 konnten

Wissenschaftler anhand eines Schafmodells zeigen, das kontrollierte mechanische

Mikrobewegungen die Knochenheilung signifikant verbessern konnten, im Vergleich

zu einer konstant rigiden Fixierung (GOODSHIP u. KENWRIGHT 1985; CLAES et al.

1995). Darüber hinaus stellten sie die Hypothese auf, dass die ersten Wochen die

entscheidenden für die mechanische Stimulation sind. Im Gegensatz dazu fanden

Claes et al. 2009 anhand eines Rattenmodells mit zwei Gruppen heraus, dass eine

frühe Dynamisierung des Fixateur externe nach einer Woche keine Vorteile gegen-

über einer rigiden Fixierung bietet (CLAES et al. 2009). 2011 konnten sie aber die

Hypothese unterstützen, dass eine späte Dynamisierung von Marknägeln nach drei

bzw. vier Wochen bei Ratten die Knochenremodellierung fördert im Vergleich zu

konstant rigider oder konstant flexibler Fixierung (CLAES et al. 2011). Auch

Ergebnisse anderer Arbeitsgruppen weisen auf den Vorteil einer späten Dynamisie-

rung hin (GEORGIADIS et al. 1990). Wieder andere halten jedoch eine mechanische

Stimulation in den frühen Phasen der Knochenheilung für vorteilhaft, beispielsweise

durch frühzeitige Dynamisierung einer rigiden Fixierung (KENWRIGHT u.

GOODSHIP 1989; LARSSON et al. 2001; KLEIN et al. 2003; SCHELL et al. 2005).

Epari et al. stellten 2013 die Hypothese auf, dass eine inverse Dynamisierung von

Literaturübersicht

23

einer flexiblen zu einer steiferen Fixierung die Knochenheilung im Vergleich zu einer

konstant rigiden Fixierung beschleunigen könnte (EPARI et al. 2013). Erste positive

Effekte dieser inversen Dynamisierung konnten Glatt et al. bei großen, segmentalen

Defekten im Rattenmodell zeigen. Die Veränderung der Steifigkeit des Fixateur

externe von niedriger zu hoher Steifigkeit an Tag 14 zeigte eine deutlich beschleunig-

te Knochenheilung im Vergleich zu gleichbleibend niedriger oder hoher Steifigkeit

(GLATT et al. 2012).

Interfragmentäre Bewegung in den frühen Phasen fördert vermutlich die Kallus-

bildung, die zunehmende Stabilität der Fraktur durch den Kallus ermöglicht seine

Progression zum Knochen (CLAES et al. 2011). Um die natürliche sekundäre

Knochenheilung zu unterstützen, könnte eine Osteosynthese, die in den frühen

Phasen der Knochenheilung interfragmentäre Mikrobewegungen zulässt und in den

späteren Phasen der Kalzifizierung eine steifere Fixierung ermöglicht, eine Lösung

sein (CLAES et al. 1998; JAGODZINSKI u. KRETTEK 2007). Entscheidend für die

Beweglichkeit im Frakturspalt ist die Steifigkeit des Implantats, also der Widerstand

des Implantats gegen elastische Verformung.

2.6 Vorarbeiten zur Entwicklung des Nitinol-Implantats

Die Steifigkeit lässt sich bei den entwickelten Nitinolimplantaten unserer Arbeits-

gruppe durch einen flexiblen Mittelteil verändern (DECKER et al. 2015). Der Mittelteil

kann mechanisch verformt werden, das Implantat weist dann eine niedrige Steifigkeit

auf. Mittels der transkutanen elektromagnetischen Induktion wird das Implantat

erwärmt und so vom Martensit in den Austenit versetzt (siehe Kapitel 2.4). Der Mittel-

teil formt sich in die Ausgangsform zurück und die Steifigkeit des Implantats erhöht

sich (siehe Abb. 3). In ersten Vorversuchen konnte 2010 gezeigt werden, dass

Nitinol-Implantate unterschiedlicher Dicke und Form nach der Induktion in vitro eine

Erhöhung der Steifigkeit von 24-73 % erreichten (OLENDER et al. 2011). Die Implan-

tate wurden mittels Vier-Punkt-Biegung im Zustand vor und nach der Induktion im

Wasserbad getestet und die prozentuale Änderung der Steifigkeit errechnet. Ein

weiterer Versuch unserer Arbeitsgruppe konnte in einem ähnlichen Versuchsaufbau

Literaturübersicht

24

mit einem anderen Implantatdesign zeigen, dass eine Steifigkeitserhöhung um 40 bis

60 % ebenfalls möglich ist (KRÄMER et al. 2013). In den weiteren Versuchsreihen

wurde allerdings der Ansatz der inversen Dynamisierung weiter verfolgt und

zunächst die kontaktfreie elektromagnetische Induktion mittels eines wasser-

gekühlten Generators mit einer Kupferspirale in vitro getestet (PFEIFER et al. 2013).

Die Funktionalität dieser Methode konnte gezeigt werden und hinsichtlich der

notwendigen Energieleistung und Kontaktzeit je nach Position des Implantates

optimiert werden.

Im Anschluss konnte ein erster in vivo Versuch an Ratten 2010 die Machbarkeit und

Sicherheit der kontaktfreien elektromagnetischen Induktion im Tier veranschaulichen

(MÜLLER et al. 2010; 2014). Hierzu wurde den Tieren ein Nitinol-Draht zwischen

Femur und Muskulatur implantiert und dieser anschließend durch die elektro-

magnetische Induktion auf 40-60 ˚C erwärmt. Blutproben, die zuvor und im An-

schluss genommen wurden, zeigten keine Anzeichen auf Entzündungsreaktionen,

Nekrosen und Korrosion. In einem weiteren Versuch an Kaninchen wurde das erste

Platten-design aus Nitinol implantiert und bei der Hälfte der Tiere transkutan elektro-

magnetisch induziert. Es konnte gezeigt werden, dass mit der entwickelten Platte die

Fixierung einer Fraktur und eine Knochenheilung möglich ist. Darüber hinaus konnte

eine nichtoperative Adaption der Implantate, an den individuellen Heilungsverlauf

angepasst, vorgenommen werden (MÜLLER et al. 2015). Es gab keine signifikanten

Unterschiede zwischen den Gruppen. Allerdings zeigten sich in den bio-

mechanischen Ergebnissen der Vier-Punkt-Biegung vielversprechende Hinweise.

Hier lag die Struktursteifigkeit der operierten Knochen mit 85 % im Vergleich zur

intakten Seite bei den induzierten Tieren deutlich höher als bei der Kontrollgruppe mit

72 % (MÜLLER et al. 2015). Um eine mögliche Umsetzbarkeit im Menschen zu tes-

ten wurde ein Implantat, angelehnt an eine 4,5 mm, 9 - Loch LCP-Platte entwickelt

und in einer Pilotstudie mit drei Schafen getestet. Vor der Implantation der neuen

Platte wurde die Methodik an einem Kontrolltier mit einer kommerziellen LCP-Platte

geprüft. Bei den beiden anderen Tieren wurde drei Wochen nach der Osteotomie der

Tibia und Implantation der Platte die elektromagnetische Induktion der Implantate in

Narkose durchgeführt. Verschiedene Variationen bei Zeit und Einstellung des

Literaturübersicht

25

Generator-Oszillators wurden erprobt um die elektromagnetischen Induktion im

Großtiermodell erfolgreich zu realisieren. Darüber hinaus konnte die Methodik zur

postoperativen Behandlung und Immobilisation der Tiere optimiert werden (DECKER

et al. 2015). Die entwickelte Methodik und die Ergebnisse dieses Versuchs dienten

als Grundlage für die vorliegende Studie.

Material und Methoden

26

3 Material und Methoden

3.1 Material

3.1.1 Geräte, Medikamente und Verbrauchsmaterialien

Die in dieser Arbeit verwendeten Gerätschaften und Programme sind in Tabelle 1

dargestellt. Im Folgenden finden sich eine Übersicht über die verwendeten

Medikamente in Tabelle 2 und eine Übersicht über die verwendeten Verbrauchsma-

terialien in Tabelle 3.

Tab. 1: Übersicht über die verwendeten Gerätschaften und Programme

Produkt Beschreibung Hersteller

Aesculap Securat 80 Chirurgischer Sauger Aesculap AG, Tuttlingen

Agfa Curix 60 Tischentwicklermaschine für Röntgenbilder

Siemens AG Healthcare, Erlangen

Cardiocap/5 Anästhesie - Überwachungs-monitor

GE Healthcare, Little Chalfont

Chirurgisches Operations-set

Chirurgische Instrumente Aesculap AG, Tuttlingen

ICC 300 Hochfrequenzelektrochirurgie-gerät

ERBE Elektromedizin GmbH, Tübingen

Fabius® Anästhesie-Gerät Dräger Medical Deutsch-land GmbH, Lübeck

Mendeley Literaturverwaltungsprogramm MIT, Stanford University, University of Cambridge

Microsoft® Word 2007/ Ex-cel 2007

Schreibprogramm/ Tabellen-programm

Microsoft Corporation, Redmond

MTS 858 Mini Bionix® Prüfmaschine für axiale oder torsionale Belastungstests

MTS System Corporations, Eden Prairie

OEC Series 9600 Mobiles C-Arm-Röntgengerät GE OEC Medical Systems GmbH, Wendelstein

Philips Generator Optimus 50 l mit Rotalix® ROT 350 10 Röntgenröhre 150 kV

Röntgen Philps GmbH Market DACH Healthcare, Ham-burg

Power Drive Universal-Akkumaschinen-system für Traumatologie und Endoprothetik

Synthes GmbH Germany, Umkirch

Scanco Medical XtremeCT µ-Computertomograph SCANCO Medical AG, Brüttisellen

SPSS Statistics 23.0 Statistik-Programm IBM, Armonk

Station Manager für MTS 858 Mini Bionix®

Steuerungsprogramm für MTS Mini Bionix®

MTS System Corporations, Eden Prairie

µCT Evaluation Program V6.5-3

µCT Auswertungsprogramm SCANCO Medical AG, Brüttisellen


27

Tab. 2: Übersicht über die verwendeten Medikamente

Produkt Wirkstoff Hersteller

Bepanthen® Augen- und Nasensalbe

Dexpanthenol 5% Bayer HealthCare, Leverku-sen

Dormicum® Midazolam F. Hoffmann-La Roche AG, Basel

Fentanyl 0,1 mg Fentanylcitrat Janssen-Cilag GmbH, Neuss

Metamizol Zäpf-chen®HEXAL 1000mg

Metamizol-Na 1H2O Hexal AG, Holzkirchen

Midazolam-ratiopharm® Midazolam ratiopharm GmbH, Ulm

Propofol-®Lipuro Propofol 10 mg/ml B. Braun AG, Melsungen

Release® Pentobarbital-Natrium 300 mg/ml

WDT eG, Garbsen

Rimadyl Rind® Carprofen 50 mg/ml Pfizer GmbH, Berlin

Rimadyl 100 mg Tabletten Carprofen 100 mg Pfizer GmbH, Berlin

Ringer-Lösung 500 ml Natriumchlorid, Kalium-chlorid, Calciumchlorid,

Berlin-Chemie AG, Berlin

Temgesic® Buprenorphinhydrochlorid 0,3 mg/ml

Reckitt Benckiser HealthCare Ltd., Mannheim

Veracin®-compositum Penicilindihydrostreptomycin Albrecht GmbH, Aulendorf

Zinkpaste Zink Caesar & Lorentz GmbH, Hilden

Tab. 3: Übersicht über die verwendeten Verbrauchsmaterialien

Produkt Beschreibung Hersteller

Braunoderm® Präoperative Hautdesinfekti-on

B.Braun, Melsungen GmbH

Dahlhausen®, CH25/1,8 m Absaugverbindungsschlauch P.J. Dahlhausen & Co GmbH, Köln

Delta Dry® Polsterwatte BSN Medical GmbH, Han-nover

Einbettmasse, 3 Kompo-nentenharz

Aus: Rencast FC 52/53 Isocyanate, FC 53 Polyol, Füller DT 982

Gössl&Pfaff GmbH, Karlskron

Elastomull® haft color hos-pital, 8 cm x 20 m

Fixierbinde BSN Medical GmbH, Han-nover

Flaschenzug BT-CH1000 Kettenflaschenzug Einhell-Germany AG

Foliodrape® OP-Tape Elastische Klebestreifen Paul Hartmann Ges.m.b.H, Neudorf

Fuhrmann: Mullkompressen steril 10 x 20 cm, 8fach

Mullkompressem Fuhrmann GmbH, München

Humid-Vent® Filter Com-pact S

Viren-/ Bakterienfilter Teleflex® Medical, Dublin

Infusomat® Space Line Infusionsleitung mit zweiteili-ger Tropfkammer

B.Braun Melsungen GmbH

Injekt® 3, 5, 10 oder 20 ml Spritzen B. Braun Melsungen GmbH


28

Kirschner - Draht 1,2 mm Titandraht BF Medizintechnik GmbH, Emmingen

Latex Surgical Gloves, Powder Free 8½ und 6½

Sterile Handschuhe Ansell Health Care Europe, Brussels

Leukoplast®, 5 m x 2,5 cm Rolle

Rollenpflaster BSN Medical GmbH

Lever Block Doppelratschen-Kettenzug bis 1500 kg

Berger & Schröter GmbH, Hagen

MonocrylTM 2-0 Synthetisches, resorbierba-res Nahtmaterial, 70 cm mit ½ kreisförmiger Rundkörper-nadel

Ethicon®, Johnson & John-son Medical GmbH

Mullwatterolle 40 cm x 5m Polsterwatte Curavet by WDT Garbsen

OP-Abdecktücher Abdecktücher aus 100 % Baumwolle

Stücker Medesign GmbH, Holzwickede

Safil®, 3/0 Resorbierbares, syntheti-sches Nahtmaterial mit ½ kreisförmiger Rundkörperna-del, 70 cm

B. Braun, Melsungen AG

Scotch Cast™ Plus 7,6 cm x 3,6 m

Synthetischer Stützverband 3M Deutschland GmbH, Health Care Buisness, Neuss

Seralon 3/0 Synthetisches, nicht resor-bierbares Nahtmaterial mit 3/8 kreisförmiger, schnei-dender Nadel, 50 cm

Serag Wiessner

Sterican® Gr. 1, 20 G Standardkanülen B. Braun, Melsungen GmbH

Tierbergungs- und Trans-portnetz

Helikopternetz Pferdeambulanz Dienst, Bau und Ausrüstungen, Embrach (Tierspital Zürich)

Tracheal-Tubus, Größe 75 mm

Einweg-Trachealtubus Medos Medizintechnik GmbH, Stolberg

Tricofix®, C/3, 4 x 20 cm Elastischer Schlauchverband BSN Medical GmbH

Vasofix® Braunüle® Venenverweilkanüle mit Zuspritzport und FEP-Katheter

B.Braun, Melsungen, GmbH


29

3.1.2 Herstellung und Eigenschaften der Implantate

Die Implantate aus einer Nickel-Titan-Formgedächtnislegierung wurden im Laser-

zentrum Hannover hergestellt, wie bereits zuvor durch unsere Arbeitsgruppe

beschrieben (PFEIFER et al. 2010; 2013). Im Rahmen des Herstellungsprozesses

wurden 0,5 und 1 mm dicke Nickel-Titan-Platten mit einem Argon betriebenen Nd:

YAG-Laser geschnitten. Die Einzelteile wurden verschraubt, eingespannt und dann

mittels Laser zu einem Implantat verschweißt. Vor der in vivo Testung wurde die

Schweißnaht mittels Zugproben, die Biegesteifigkeit im Wasserbad und die Stabilität

der Implantate mit Dauerfestigkeitstests geprüft (OLENDER et al. 2011).

Die Funktionsweise der Implantate beruht auf der Eigenschaft von Formgedächtnis-

legierungen ihre Form durch eine Induktion zu verändern. Im Martensit, der Nieder-

temperaturphase konnte das Implantat durch seine Struktur leicht mechanisch

verformt werden (PFEIFER, et al. 2013). Es erfolgte eine Erhitzung oberhalb der

Austenit-Start-Temperatur, wodurch das Implantat in die Austenitphase (Hoch-

temperaturphase) gebracht wurde und sich zurück in seine Ausgangsform formte.

Der Prozess war beendet, wenn die Austenit-End-Temperatur erreicht war. Durch

Abkühlen des Implantats unter die Martensit-Start-Temperatur ging es wieder in die

Martensitphase über. Die Form blieb jetzt konstant. Es handelt sich hierbei um einen

Einweggedächtnis-Effekt (one-way-memory-effect), das bedeutet, dass die Form

nach erfolgter Induktion nicht zurück geführt werden kann. Die Temperaturen bei

denen diese Übergänge stattfinden, sind abhängig von der Zusammensetzung des

Materials (PFEIFER, et al. 2013). Der Vorgang der Induktion ist schematisch in

Abbildung 3 dargestellt.


30

Martensit Martensit

Martensit Austenit

Abb. 3: Schematische Darstellung des Einweggedächtnis-Effekts (Mechanische Verformung in der Martensitphase. Durch Temperaturerhöhung oberhalb der Austenit-Start-Temperatur Übertritt in die Austenitphase und zurückerlangen der Ausgangsform. Nach Abkühlen unter die Martensit-Start-Temperatur Übergang in die Martensitphase. Die Form bleibt konstant. (eigene Darstellung)

Entsprechend dem von Epari et. al vorgeschlagenen Konzepts der inversen Dynami-

sierung diente der One-Way-Memory-Effekt bei den entwickelten Implantaten der

Erhöhung der Steifigkeit. Diese Veränderung fand im mittig liegenden Funktions-

bereich statt (siehe Abb. 3). In der deformierten Form wies die Platte eine niedrigere

Steifigkeit auf und erlaubte somit eine „flexiblere“ Fixierung der Fraktur, die inter-

fragmentäre Bewegungen zuließ. Nach der Induktion waren die Platten im Funktions-

bereich begradigt und die Steifigkeit war resultierend erhöht. Dies führte zu einer

rigideren Fixierung der Fraktur.

Die Dimensionen der Implantate orientierten sich an standardisierten Großfragment

Platten (9 - Loch, 4,5 mm LCP), welche in der Humanmedizin routinemäßig ver-

wendet werden. (DECKER et al. 2015) Die Implantate bestanden aus acht Löchern

mit einem mittig liegenden Funktionsbereich. Sie wurden in einer Pilotstudie im

Großtiermodell zwei Schafen implantiert und auf ihre Funktionalität und in vivo

Mechanische

Verformung

Tempera-

tur-

erhöhung

Abkühlung


31

Verträglichkeit hin getestet (DECKER et al. 2015). Es bestand der Verdacht, dass

alle Löcher in einer Flucht zu Fissuren im spröden Schafknochen führten. Dies wurde

bei den Implantaten für die Hauptversuche berücksichtigt und die Löcher wurden

versetzt angeordnet (siehe Abb. 3 und 4).

3.1.2.1 Implantat 1

Die Dimension des Implantats war 123 mm x 15 mm x 9 mm. Im Funktionsbereich

belief sich der Abstand zwischen den beiden äußeren Aktorenblechen und dem

mittleren Blech auf jeweils 2 mm. Das Implantat bestand aus neun 1 mm dicken

Platten. Bei den vier äußeren Aktorenblechen handelte es sich um eine Legierung

der Firma Ingpuls (Bochum), bei den weiteren Platten um eine kommerziell

erhältliche Legierung der Firma Johnson Matthey & Brandenberger AG (Zürich).

Abb. 4: Implantat 1; A: gerade; B: gebogen (eigene Darstellung)

Im Verlauf der Hauptversuche zeigte sich jedoch wiederholt ein Implantatversagen

(Siehe Kapitel 4.1). Auf Grund dessen entwickelten wir ein überarbeitetes Design der

Platte, das nach biomechanischer Testung im weiteren Verlauf des Versuches ein-

gesetzt wurde und eine gute Funktionalität aufwies.

A B


32

3.1.2.2 Implantat 2

Die Abmessungen dieses Implantats beliefen sich auf 128 mm x 15 mm x 8 mm. Der

Abstand zwischen den Aktorenblechen und dem Mittelblech belief sich auf jeweils

1,5 mm. Das Implantat bestand aus sieben 1 mm dicken und zwei 0,5 mm messen-

den Platten. Implantat 2 war im Vergleich zu Implantat 1 5 mm länger, wodurch die

Löcher weiter vom Funktionsbereich entfernt angeordnet werden konnten. Darüber

hinaus lagen die innersten und äußerten Löcher genau in der Implantatmitte, die

anderen Löcher lagen weiterhin versetzt. Alle Platten bestanden aus der kommerziell

erhältlichen Legierung der Firma Johnson Matthey & Brandenberger AG (Zürich).

Abb. 5: Implantat 2; A: gerade; B: gebogen (eigene Darstellung)

Abb. 6: A: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Draufsicht; B: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Seitenansicht

A B

-1

-2

-1

-2

A B


33

3.2 Methoden

3.2.1 Der Tierversuch

Dieser Tierversuch wurde durch das Niedersächsische Landesamt für Verbraucher-

schutz und Lebensmittelsicherheit unter dem Aktenzeichen 12/0967 genehmigt.

Bei der vorliegenden Studie wurden 14 weibliche Schafe der Rasse Schwarzköpfiges

Fleischschaf im Alter zwischen drei und vier Jahren und einem Gewicht von 61 bis

84 kg verwendet. Es wurden ausgewachsene Tiere ausgewählt, um im Rahmen des

Versuches möglichst genau die humane Belastung zu simulieren. Vor Versuchs-

beginn erfolgte der Ausschluss der Trächtigkeit durch die Kleine Klauentierklinik der

Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover.

Bei Anlieferung der Tiere im Zentralen Tierlabor der Medizinischen Hochschule

Hannover (MHH) erfolgte die Identifikation anhand ihrer Ohrmarken. Zusätzlich

wurden eine allgemeine und eine parasitologische Untersuchung über eine Kot-

sammelprobe durchgeführt.

Die Tiere wurden zunächst im Außengehege des Zentralen Tierlabors (ZTL)

aufgestallt, wo sie, in Gruppen von vier bis sechs Tieren, einen 15 m² großen Stall

mit Auslauf zur Verfügung hatten. Eine Woche vor der Operation wurden die

jeweiligen Tiere in den Innenraum des ZTLs gebracht, wo sie einzeln in Gitterboxen

von etwa 8 m² mit Sichtkontakt zueinander gehalten wurden.

Die Fütterung der Tiere bestand aus Heu und Wasser ad libitum. Zusätzlich erfolgte

zwei Mal täglich die Fütterung von 250 g pelletiertem Schaffutter aus der Hand, um

die Tiere an die Menschen sowie den täglichen Umgang zu gewöhnen. Dies führte

dazu, dass die Schafe im alltäglichen Umgang während des Versuches ruhig blieben

und damit zur Vermeidung von unnötigem Stress für die Tiere und geringerem

Verletzungsrisiko durch mögliche Fluchtbewegungen. Nach der Aufstallung im Innen-

raum wurde die Kraftfuttermenge auf 180 g reduziert, um eine Gewichtszunahme

durch die geringere Bewegung zu vermeiden. Das Gewicht der Schafe sollte

möglichst konstant bleiben um keine zusätzliche Belastung des operierten Beines

postoperativ zu erzeugen.


34

3.2.2 Überblick über den Versuchsaufbau

3.2.2.1 Die Operation

Präoperativ wurden die Schafe auf ihre Narkosefähigkeit hin untersucht und 24

Stunden nüchtern gesetzt. Wasser stand weiter ad libitum zur Verfügung. Ein Schaf

wurde als narkosefähig angesehen, wenn es bei der präoperativen klinischen

Allgemeinuntersuchung keine Anzeichen für eine Erkrankung zeigte.

Am Tag der Operation erhielten die Schafe einen intravenösen Zugang in die Vena

cephalica. Zur Prämedikation wurden 0,2 mg/kg Dormicum (Midazolam) i.v. verab-

reicht, die Einleitung erfolgte mit 4-6 mg/kg Propofol intrvenös (Ganter et al. 2001).

Im Anschluss wurden die Schafe intubiert sowie eine Magenschlundsonde ge-

schoben, um den Abfluss des Panseninhaltes zu gewährleisten und eine Aspiration

zu vermeiden (GANTER et al. 2001). Auf Grund der anatomischen Verhältnisse

wurden die Schafe auf der rechten Seite gelagert, sodass der Pansen im linken

Abdomen oben zu liegen kam, ein Aufgasen verhindert und ein Abfluss durch die

Sonde gewährleistet wurde. Da der operative Zugang von medial erfolgen sollte,

wurde das rechte Hinterbein geschoren und gereinigt.

Die Aufrechterhaltung der Narkose wurde präoperativ bedarfsorientiert mit Propofol

gewährleistet, im Anschluss im Operationssaal mit einer Inhalationsnarkose mit 2-4

% Isofluran. Die Schafe wurden maschinell mit einem Luft- und Sauerstoffzufluss

beatmet. Herzrhythmus, Blutdruck und Körperinnentemperatur wurden im Rahmen

der Vitalparameterüberwachung während der Dauer der Narkose überwacht.

Zusätzlich erfolgte eine perioperative Analgesie mit 4 mg/kg Rimadyl (Carprofen) i.v.

sowie die Antibiotikaprophylaxe mit Veracin (Penicilindihydrostreptomycin) 0,04

mg/kg subkutan. Zur intraoperativen Analgesie wurde Fentanyl 5-10 µg/kg intravenös

verabreicht. Für die Dauer der Narkose wurde Ringer-Acetat 5-10 ml/kg/h zur

Deckung des Flüssigkeitsbedarfs intravenös zugeführt.

Die Operation wurde stets am rechten Hinterbein durchgeführt. Zur optimalen

Lagerung wurde das linke Hinterbein gepolstert und nach cranial fixiert, um einen


35

guten Zugang zum OP-Feld zu gewährleisten. Das rechte Hinterbein wurde gerade

gelagert (siehe Abb. 7).

Um ein steriles Umfeld zu gewährleisten,

wurden die Klauen abgeklebt und die

rechte hintere Klaue zusätzlich mit einem

sterilen Handschuh bedeckt. Das OP-Feld

wurde steril mit Braunoderm gewaschen

und das direkte Umfeld mit sterilen

Tüchern abgedeckt. Der Zugang erfolgte

von medial, da der Knochen hier unmittel-

bar unter der Haut liegt und weder Musku-

latur, noch Gefäße oder Nerven medial verlaufen (KÖNIG & LIEBICH, 2005).

Ein 8-10 cm langer Hautschnitt wurde gesetzt. Nach intensiver Blutstillung und Prä-

paration des subkutanen Bindegewebes erfolgte die Päparation der Tibia unter

Schonung des Periosts. Die Platte wurde probeweise angelegt und gegebenenfalls

dezent mittels Biegepresse gebogen und an den Knochen anmoduliert (siehe Abb.

8 A). Die Platte wurde so positioniert, dass das distale Plattenende unmittelbar

proximal des Malleolus medialis zu liegen kam. Darüber hinaus wurde auf die strikt

mediale Positionierung des Implantates geachtet, da hier der Knochen gerade war

und keine Muskulatur und Sehnen störten. Darüber hinaus erleichterte dies später

die Anfertigung von Röntgenbildern.

Abb. 8: A: Anpassen der Platte; B: Vorbohren Loch 5

Abb. 7: Lagerung Schaf

A B


36

Abb. 9: Übersicht über die Bohrlöcher anhand des Implantats

Zunächst wurde Loch 5 mit einem Bohrer der Stärke 2,0 mm, zentral vorgebohrt. An-

schließend wurde das Loch mit einem 3,2 mm Bohrer vergrößert (siehe Abb. 8 B).

Wir entschieden uns für das schrittweise Aufbohren, da wir das Risiko von Fissuren

minimieren wollten. Anschließend erfolgte die Längenmessung und die Insertion von

handelsüblichen, selbstschneidenden 4,5 mm Kortikalis-Schrauben.

Der sichere, bikortikale und zentrale Sitz der Schraube wurde erneut überprüft und

die Platte bei Bedarf nochmals gerichtet. Aus Gründen der Praktikabilität wurde als

nächstes Loch 7 nach dem gleichen Vorgehen vorgebohrt und verschraubt. Die

restlichen Löcher der distalen Seite (6 & 8) wurden zunächst nur vorgebohrt.

Um einen Gap entstehen zu lassen,

wurden zuerst beide distalen Schrau-

ben wieder entfernt und 1,2 mm K-

Drähte in alle 4 distalen Löcher einge-

bracht. Begrenzt durch die Drähte

wurde die Platte nach distal verscho-

ben. Durch das Distalisieren der Platte

konnte so im Folgenden ein konstanter

etwa 3 mm großer Osteotomiespalt

generiert werden.

Im Anschluss wurden Loch 2 und 4 im proximalen Bereich der Platte gebohrt. Die

Platte wurde mittels der zwei, anschließend eingebrachten, proximalen Schrauben in

der Ausgangsposition fixiert, dann das Periost in der Mitte der Platte markiert und die

Platte wieder entfernt. Es erfolgte die Dissektion der periossären Weichteile in der

distal proximal

1 2 3 4 5 6 7 8

Abb. 10: Distalisieren der Platte


37

Plattenmitte. Unter Gewebeprotektion

mittels Hohmann-Haken, erfolgte die

Osteotomie mittels oszillierender Säge

unter kontinuierlicher Spülung mit

Ringer-Lösung, zur Minimierung thermi-

scher Schäden. Nach der Durchtrennung

von Knochen und Periost, wurde die

Platte zunächst erneut mit zwei

Schrauben distal und zwei Schrauben

proximal fixiert (Löcher 2, 4, 5, 7). Da

während der Bohrung der proximalen Löcher eine Plattendistalisierung, wie oben

beschrieben, durchgeführt wurde, entstand ein Gap von etwa 3 mm. Im Anschluss

wurden alle Löcher mit Schrauben besetzt (siehe Abb. 12). Die korrekte Positio-

nierung des Implantats wurde röntgenologisch überprüft. Im Anschluss erfolgte

gegebenenfalls die Korrektur von z.B. zu langen Schrauben. Nach ausgiebiger

Spülung der Wunde erfolgte der schichtweise Wundverschluss in Einzelknopftechnik.

Zur zusätzlichen Analgesie postoperativ erhielten die Schafe gegen Ende der

Operation 10 µg/kg Temgesic (Buprenorphin).

Zum Abschluss erfolgte, nach Desin-

fektion der Wunde mit Braunoderm, ein

steriler Wundverband sowie das Anlegen

eines Casts aus Kunststoff nach Polste-

rung der Weichteile. Die Polsterung

bestand aus einer Strumpfbandage als

Basis, mehreren Schichten Delta Dry im

Bereich der potentiellen Druckstellen

(Kronsaum, Calcaneus und dorsales

Endes der Platte), sowie zwei bis drei Lagen Baumwollwatte, fixiert mit Elastomull

Haft. Die proximale Kante des Casts wurde zusätzlich mit Mullwatte und Elastomull

abgepolstert, um Druckulcera und Exkoriationen der Haut zu vermeiden (siehe Abb.

13 A und B).

Abb.11: Osteotomie

Abb. 12: Platte in situ


38

Abb. 13: A: Polsterung; B: Cast

Im Anschluss an die Operation wurden die ersten acht Tiere jeweils randomisiert und

in zwei Gruppen eingeteilt. Bei Gruppe I erfolgte nach drei Wochen die elektro-

magnetische Induktion der deformierten Platte, bei Gruppe K wurde die Platte prä-

operativ iatrogen deformiert, aber ohne Induktion belassen. Bei diesen Tieren wurde

Implantat 1 eingebracht. Die weiteren sechs Tiere erhielten Implantat 2 und wurden

in drei Gruppen eingeteilt. Eine Randomisierung wurde auf Grund der geringen

Tierzahl nicht durchgeführt. Bei Gruppe I wurde erneut das deformierte Implantat

nach drei Wochen induziert, bei Gruppe K wurde wieder die deformierte Platte

eingebracht, aber ohne Induktion belassen und bei Gruppe G das gerade,

unverformte Implantat eingebracht. So konnten eine konstant rigide und eine

konstant flexible Fixierung mit der inversen Dynamisierung verglichen werden.

A B


39

Tab. 4: Gruppe I1 (Implantat 1, deformiert implantiert und induziert)

Schaf

Datum der Operati-on

Datum der Indukti-on

Euthanasie

2 02.07.2014 23.07.2014 26.08.2014

3 08.07.2014 29.07.2014 29.07.2014

4 29.07.2014 19.08.2014 19.08.2014

6 25.08.2014 15.08.2014 05.09.2014

7 26.08.2014 16.09.2014 16.09.2014

8 01.09.2014 22.09.2014 29.09.2014

Tab. 5: Gruppe K1 (Implantiert 1, deformiert implantiert)

Schaf

Datum der Operation Euthanasie

1 01.07.2014 25.08.2014

5 29.07.2014 29.09.2014

Tab. 6: Gruppe I2 (Implantat 2, deformiert implantiert und induziert)

Schaf Datum der Operati-on

Datum der Indukti-on

Euthanasie

11 12.01.2015 02.02.2015 09.03.2015

12 02.02.2015 23.02.2015 30.03.2015

Tab. 7: Gruppe K2 (Implantat 2, deformiert implantiert)

Schaf


13 09.02.2015 07.04.2015

14 10.02.2015 07.04.2015

Tab. 8: Gruppe G2 (Implantat 2, gerade implantiert)

Schaf


9 05.01.2015 02.03.2015

10 06.01.2015 03.03.2015


40

3.2.2.2 Postoperative Versorgung

Post operationem wurden die Schafe in Tierbergungs- und Transportnetze verbracht.

Sie hatten im Vorfeld der Operation bereits einen Tag um sich daran zu gewöhnen.

Die Netze verhinderten das vollständige Ablegen der Tiere und minderten damit das

Risiko der Wirkung von Scherkräften auf die Fraktur beim Aufstehen (Abb. 13). Im

Stand lagen sie jedoch nur lose an, so dass die Tiere ihre Gliedmaßen voll belasten

und im Stall in einer Führungsschiene laufen konnten. Zugleich wurden auf diese Art

Hautschäden durch Reibung minimiert. Zusätzlich wurden die Netze an besonders

beanspruchten Hautstellen mit Mullwatte gepolstert.

Abb. 14: A: Schaf im Stand; B: Schaf in Ruhe

In der ersten Woche post operationem, war eine engmaschige Kontrolle der Schafe

notwendig. Visiten erfolgten dreimal täglich. Beginnend mit der zweiten Woche wurde

die Frequenz und Intensität der Kontrollen dem Allgemeinzustand der Tiere ange-

passt und gegebenenfalls reduziert.

Die Visiten umfassten eine allgemeine und spezielle Untersuchung der Schafe

sowie eine numerische Schmerzbeurteilung nach dem Schmerzscore von Otto (siehe

Tab. 9) (Schmerztherapie von Klein-, Heim- und Versuchstieren, Parey 2001).

A B


41

Tab. 9: Numerische Schmerzbeurteilungstabelle für Schafe nach orthopädischen Eingriffen

Bewertungskriterium Erscheinungsform Score

Vokalisation, sonstige Lautäußerung

Keine Gelegentliches Zähneknirschen Häufiges Zähneknirschen, Stöhn- und Brummgeräusche während der Exspiration

0 1 2

Aktivität Schläft, liegt oder steht ruhig Häufige Positionswechsel oder Aufsteh-versuche Ruhelosigkeit, zielloses Umherlaufen, wirft sich hin

0 1 2

Futter-/ Tränkeaufnahme Normal, normales Wiederkauen Inappetenz, kein Wiederkauen

0 2

Gesichtsausdruck Interessiert an der Umgebung, sucht nach Stroh, Heu oder Wasser Sieht deprimiert aus, sieht sich zur Wunde um Flehmen, „ins Leere starren“

0 1 2

Atemfrequenz Normal, 20 Atemzüge pro Minute 25 – 50 % über normal Mehr als 50 % über normal

0 0,5 1

Lahmheitsgrad Steht und geht normal Normale Gliedmaßenbelastung im Stand, geringgradige Lahmheit in der Bewegung Normale Gliedmaßenbelastung im Stand, deutliche Lahmheit in der Bewegung Zeitweise Entlastung der betroffenen Gliedmaße im Stand, höchstgradige Lahmheit in der Bewegung Keine Belastung der betroffenen Gliedma-ße im Stand oder in der Bewegung , Be-wegungsunlust, liegt überwiegend

0 1 2 3 4

Die Schmerzmedikation in den ersten zwei Wochen post operationem sowie in der

ersten Woche post induktionem erfolgte mit Carprofen (Rimadyl) 2 mg/kg und

Buprenorphinhydrochlorid (Temgesic) 10 µg/kg ein Mal täglich subkutan. In der

ersten Woche nach der Operation und den ersten drei Tagen nach der Induktion

wurde Temgesic zwei Mal täglich subkutan verabreicht. Die Schmerzmedikation

wurde je nach Bedarf erhöht (Beurteilung erfolgte nach dem Schmerzscore). Als

zusätzliches Analgetikum standen z.B. Novalgin-Zäpfchen zur Verfügung (20-50

mg/kg, rektal). Die prophylaktische Antibiotikatherapie erfolgte mit 0,04 mg/kg


42

Penicilindihydrostreptomycin (Veracin), einmal täglich subkutan an Tag eins, drei,

und fünf post operationem.

An Tag 21 p.o. erfolgte die Abnahme des Casts bei allen Schafen, sowie die

Induktion bei den Schafen der Gruppe I in Vollnarkose.

3.2.2.3 Die Induktion

Zur Induktion wurden die Schafe erneut narkotisiert (siehe 3.2.2.1). Zunächst wurde

der Cast entfernt und radiologisch die Integrität von Knochen und Implantat

kontrolliert.

Die Verformung vom Martensit-Zustand zurück in den Austenit-Zustand der Platte im

Rahmen der Induktion, resultierte aus dem Anlegen einer elektromagnetischen

Spannung. Hierzu wurde eine wassergekühlte Kombination aus Generator und

Oszillator verwendet, wie zuvor beschrieben (MÜLLER et al. 2010).

Um die Implantate auf eine bestimmte Temperatur erhitzen zu können, wurde ein

Regelkreis in das System integriert (MÜLLER et al. 2010). Die Spule aus drei Kupfer-

spiralen wurde an die Haut, möglichst nahe an das Implantat heran gebracht und

eine Spannung von 250 kHz angelegt. Es entstand eine elektromagnetische

Spannung im Implantat - es floss Wirbelstrom - und das Implantat erwärmte sich. Zur

Kontrolle der Erwärmung wurde eine Temperatursonde aus Glasfaser durch eine

Braunüle subkutan an das Implantat herangeführt (siehe Abb. 15 A).


43

Abb. 15: A: Die Induktion; B: Temperaturverteilung im Implantat bei der Induktion mit Wärmebildkamera (Aus: A nickel-titanium shape memory alloy plate for contactless inverse dynamization after internal fixation in a sheep tibia fracture model - a pilot study)

Durch die elektromagnetische Induktion entstand die Wärme im Implantat und wurde

nur sekundär an das umliegende Gewebe abgegeben. Durch die schlechtere

Wärmeleitfähigkeit des Gewebes erreichte so nur das Implantat die Zieltemperatur

(siehe Abb. 15 B). Insgesamt wurden für 40 Sekunden eine Frequenz von 250 kHz

und eine Energie von 5 kW angelegt. Bis zur Rückverformung der Platte, maß die

Temperatursonde eine Temperatur von ca. 45 ° Celsius (siehe Abb. 16).

Abb. 16: Graphische Darstellung des Temperaturverlaufs der induzierten Schafe, gemessen durch die subkutane Sonde, Daten zur Verfügung gestellt von Ronny Pfeifer, Laserzentrum Hannover

30

32

34

36

38

40

42

44

46

0 200 400 600 800 1000

Te

mp

era

tur

in G

rad

Cels

ius

Zeit in Sekunden

Temperaturverlauf induktive Erwärmung, subkutane Sonde

Schaf 8

Schaf 12

Schaf 2

Schaf 11

A B


44

Der Erfolg der Induktion wurde röntgenologisch überprüft (siehe Abb. 17 A und B)

und die Schafe dann anschließend mit einem leichten Stützverband für die nächsten

1-2 Tage versorgt.

Abb. 17: A: Röntgenkontrolle pre induktionem, Ausgangszustand: Platte mit deformiertem Funktionsbereich; B: Röntgenkontrolle post induktionem, Funktionsbereich wieder gerade

Alle induzierten und nicht induzierten Schafe standen eine weitere Woche im Netz,

das an Tag 28 entfernt wurde. Eine reguläre Röntgenkontrolle erfolgte ebenfalls an

Tag 28. An Tag 56, 8 Wochen postoperativ, erfolgte die Euthanasie nach Narkotisie-

rung der Tiere mit Pentobarbital-Natrium (Release) 450 mg/10kg und die Entnahme

der Tibiae beidseits. Diese wurden nach Entfernung der Platten, bis zu den weiter-

führenden Untersuchungen bei minus 80 Grad eingefroren.

3.2.3 Röntgen

Die Röntgenkontrollen erfolgten jeweils postoperativ vor dem Wundverschluss,

unmittelbar pre und post induktionem, sowie in Woche 4 und im Anschluss an die

Euthanasie. Es wurden jeweils Aufnahmen in zwei Ebenen angefertigt. Bei Bedarf

wurden zusätzliche Röntgenkontrollen, je nach Zustand der Tiere, veranlasst. Zu den

Röntgenkontrollen außerhalb von Operation und Induktion wurden die Tiere einzeln

in den Röntgenraum transportiert und zum Röntgen umgesetzt.

A B


45

3.2.4 Schmerzscore

Wie bereits im postoperativen Verlauf beschrieben, wurde bei jedem Tier einmal

täglich ein numerischer Schmerzscore (siehe Tab. 9) erhoben und später aus-

gewertet.

3.2.5 µ-CT

Zur µ-tomographischen Untersuchung wurden die Tibiae der Schafe, die an Tag 57

euthansiert wurden, einzeln in den Probenhalter des µ-Computertomographen

platziert. Die Knochen wurden mit der maximal möglichen Auflösung gescannt (3072

* 3072 Pixel). Die Schichtdicke lag bei 41 µm, eine Spannung von 60 kV und eine

Stromstärke von 900 µA wurde angelegt. Die Integrationszeit betrug 100 ms. Dies

entsprach den feinstmöglichen Einstellungen des Gerätes.

Zunächst wurde der auszuwertende Bereich festgelegt. Hierzu wurde zu Beginn die

Mitte des Frakturspaltes bestimmt. (z.B. Bereich des Frakturspaltes: Schnitt 819 bis

Schnitt 923, die Mitte ergibt sich aus dem Mittelwert: Schnitt 871) Von diesem Schnitt

ausgehend, wurden jeweils 400 Schnitte in beide Richtungen gewählt (insgesamt

also 801 Schnitte). Dies entsprach dem Zwischenraum zwischen den beiden inneren

Schrauben und damit dem Hauptbereich des Kallus. Diese gleichbleibende Fest-

legung des auszuwertenden Bereichs bei allen Knochen wurde gewählt um eine

möglichst große Vergleichbarkeit der Ergebnisse zu erreichen.

Auf den µ-CT-Bildern stellten sich drei Schichten unterschiedlicher Dichte dar. Der

Knochen, der dichtere mineralisierte Kallus und der weniger dichte Kallus. Diese

Bereiche wurden jeweils einzeln ausgewertet. Hierzu musste zunächst auf jedem

einzelnen Slice die Region of Interest (ROI) für jede Schicht von Hand konturiert

werden (siehe Abb. 18).


46

Abb. 18: Konturierung des harten Kallus (grün: innerhalb, rot; außerhalb des markierten Bereichs)

Schwellenwerte für die Bereiche wurden festgelegt (Knochen: 220, dichter Kallus

120, weniger dichter Kallus 30). Das Evaluationsprogramm schloss für die Berech-

nungen alle Strukturen ein, die sich innerhalb der festgelegten ROI befanden und

oberhalb des Schwellenwertes lagen. Es wurden verschiedene Werte berechnet. Für

unsere Auswertung haben wir folgende herangezogen, die gut geeignet zur Ein-

schätzung der Frakturheilung sind ( AUGAT et al. 1997; MORGAN et al. 2009):

TV (Total Callus Volume): beschreibt das Gesamtvolumen des Kallus im Aus-

wertungsbereich in mm³

BV (Bone Volume): beschreibt das Gesamtvolumen des mineralisierten Kallus

im Auswertungsbereich in mm³

BV/TV: Volumetrischer Anteil des Knochens am Gesamtvolumen des Kallus

in %

TMD (Tissue Mineral Density): Dichte des mineralisierten Gewebes in mg

HA/cm³

BMD (Bone Mineral Density): Dichte des mineralisierten Knochens

BMC=BV*TMD (Bone mineral content): beschreibt den Knochenmineralgehalt

im Auswertungsbereich


47

Abb. 19: A: µ-CT Aufnahme einer Schaftibia, Es stellen sich drei Schichten dar: Knochen (1), dichterer Kallus (2) und weniger dichter Kallus (3); B: 3D Darstellung des Knochens und harten Kallus

3.2.6 Biomechanische Untersuchung / Vier - Punkt - Biegung

Die biomechanischen Tests, sowie deren Auswertung fanden in Zusammenarbeit mit

Manuel Krämer im Labor für Biomechanik und Biomaterialien der Medizinischen

Hochschule Hannover statt. Die Knochen wurden zunächst aufgetaut und die

Epiphysen von Weichteilgeweberesten befreit um einen besseren Halt im geplanten

Versuchsaufbau in der Materialprüfmaschine zu gewährleisten (858 Mini-Bionix,

Firma MTS). Für noch größere Stabilität wurden hier zwei Schrauben vertikal zum

Knochen eingebracht. Die Epiphysen wurden anschließend in drei Komponentenharz

(Rencast FC 52/53 Isocyanate, FC 53 Polyol, Füller DT 982 der Firma Gössl&Pfaff

GmbH) eingebettet, sodass eine freie Fläche von 140 mm der Diaphyse erhalten

blieb. Nach einer Aushärtungszeit des Harzes von 20 Minuten konnte der Knochen in

die Prüfmaschine eingespannt werden (siehe Abb. 20 A und B).

Der mobile Teil der Prüfmaschine wurde langsam auf den Knochen herabgesenkt bis

die vier Druckpunkte mit einer Vorspannung von 30 Newton anlagen. Im Anschluss

wurde der Druck langsam gesteigert bis zur Frakturierung (load to failure test).

Getestet wurden sowohl die operierte, als auch die kontralaterale Seite aller Schafe,

die planungsgemäß an Tag 57 euthanasiert wurden. Die so ermittelte maximale Kraft

-1

-2

-3


48

bis zur Frakturierung wurde ermittelt, ebenso wie die Struktursteifigkeit der einzelnen

Knochen und die prozentuale Abnahme dieser Werte zwischen der operierten und

der intakten Seite. Die Struktursteifigkeit wurde nach folgender Formel ermittelt

(WELKE et al. 2013):

Mb ist definiert als das Biegemoment, l die Länge des Knochens, d die Biegung in

der Mitte der Diaphyse des Knochens und fa die axiale Verschiebung des mobilen

Teils der Prüfmaschine.

Abb. 20: A: 858 Mini Bionix; B: eingespannter Knochen vor der 4-Punkt-Biegung


49

3.2.7 Statistik

Verwendet wurde das Programm SPSS, Version 23 der Firma IBM zur Berechnung

der Mittelwerte und Durchführung des Levene-Tests auf Homogenität der Varianz

und des t-Tests für unabhängige Stichproben beim Schmerzscore. Ergebnisse mit

p ≤ 0,05 wurden als signifikant angesehen, Ergebnisse mit p ≤ 0,01 wurden als hoch

signifikant angesehen. Die Berechnung der weiteren Mittelwerte erfolgte mit Micro-

soft Excel 2007.

Ergebnisse

50

4 Ergebnisse

4.1 Durchführung und Komplikationen

Die Durchführung der Narkose sowie der Operation verlief bei allen 14 Tieren

komplikationslos. Auch im postoperativen Behandlungsverlauf zeigten sich keine

Komplikationen wie Wundinfektionen oder gastrointestinale Probleme durch die

Narkose. Trotz der Polsterung des Netzes und präventiver Behandlung mit Zink-

salbe, fanden sich bei fast allen Tieren in einzelnen Bereichen leichte Druckstellen,

Reizungen der Haut und bei zwei Tieren Ulzerationen im Bereich der Kniefalten, der

Ellenbogen oder des Brustbeins, hervorgerufen durch das Scheuern des Netzes. Alle

Schafe zeigten eine hohe Akzeptanz gegenüber Cast und Netz sowie den durchge-

führten Behandlungen. Nach Entfernung des Casts an Tag 22 zeigten einige Schafe

eine leichte Schwellung des operierten Beines für wenige Tage. Die Castabnahme

verlief ebenso komplikationslos wie die Entfernung des Netzes an Tag 29.

Die Induktion unter Vollnarkose konnte bei allen zu induzierenden Tieren erfolgreich

durchgeführt werden und stellte auch hier wieder im Verlauf keine Schwierigkeit für

die Tiere dar. Nach der Entfernung des Casts zeigte sich die Naht reaktionslos und in

Abheilung. Im Bereich des Implantats waren keine Hinweise auf eine Entzündung zu

finden. Allerdings ergab sich bei Implantat 1 eine vorzeitige Euthanasie bei mehreren

Schafen. Bei zwei Tieren auf Grund von tiefen Ulzerationen im Bereich der Platte,

diese entstanden vermutlich durch Brechen der obersten Lamelle im Funktions-

bereich und damit ein verändertes Druckverhältnis. Drei weitere Tiere mussten zu

unterschiedlichen Zeitpunkten auf Grund von Implantatversagen (Plattenbruch, siehe

Abb. 21 B) euthanasiert werden, bei einem Schaf zeigte sich röntgenologisch der

Bruch der obersten Lamelle im Funktionsbereich. Es wurde ebenfalls euthanasiert

(siehe Tabelle 10). Auf Grund der hohen Versagensrate von Implantat 1 wurde das

Plattendesign überarbeitet, die Schwachstellen ausgebessert und nach erneuter

Überprüfung mittels Dauerfestigkeitstest bei den verbliebenen sechs Tieren Implantat

2 implantiert. Die Plattenbrüche traten immer am Bereich zwischen Mittelteil und den

innersten Löchern auf. Da die Löcher nicht mittig lagen, entstand ein ungleich-

Ergebnisse

51

mäßiger Zug auf diesen Bereich, der damit zur Schwachstelle wurde (siehe Abb. 21

A). Nach Vergrößerung des Abstandes der Löcher zum Mittelteil und mittiger

Anordnung der beiden innersten Löcher, traten keine weiteren Plattenbrüche auf. Bei

einem Tier zeigte sich bei der Explantation des Implantats, dass auf Grund der

anatomischen Verhältnisse die proximale Schraube ausgebrochen und die zweite

Schraube von proximal nicht mehr fest verankert war, sonst war das Tier unauffällig.

Bei der Explantation der Tibia zeigte sich makroskopisch, dass die Implantate

vollständig von Gewebe umschlossen umschlossen waren. Keine Entzündungs-

zeichen wie Schwellung oder Hyerämie waren festzustellen.

Abb. 21: A: Platte nach Entnahme post mortem, oberste Lamelle angebrochen; B: gebrochene Platte post mortem, nach Entfernung des Weichteilgewebes und der beiden cranialen Schrauben

A

B

Ergebnisse

52

Tab. 10: Übersicht über Tag, Grund und Besonderheiten der Euthanasie der einzelnen Schafe

Tier Implantat Induktion durchgeführt

Tag der Euthanasie

Grund der Eu-thanasie

Besonderheiten

1 1 Nein 57 Regulär Nein

2 1 Ja 57 Regulär Nein

3 1 Nein 22 Ulcus im Bereich des dorsalen Plattenrands

Feststellung bei Castabnahme zur Induktion, Schmerz-score unauffällig

4 1 Nein 22 Platte mittig ge-brochen, flächi-ge Ulzeration und Nekrotisierung


5 1 Nein 30 Platte mittig ge-brochen

Schlechtere Belas-tung seit 24 Stun-den, Feststellung durch Röntgenkon-trolle

6 1 Nein 12 Platte mittig ge-brochen

Ggr. schlechtere Belastung seit 24 Stunden, Feststel-lung durch Rönt-genkontrolle

7 1 Nein 22 Ulcus am dista-len Plattenrand, oberste Lamelle der Platte ange-brochen


8 1 Ja 29 Oberste Lamelle der Platte ge-brochen

Feststellung bei regulärer Röntgen-kontrolle, gute Be-lastung







4.2 Klinische Untersuchungen und Schmerzscore

Alle Tiere wurden bis zu drei Mal täglich klinisch allgemein untersucht und einmal

täglich wurde der Schmerzscore erhoben (siehe Tab. 9). Es wurden keine Anzeichen

auf postoperative Infektionen festgestellt. Sie zeigten in den ersten zwei bis drei

Ergebnisse

53

Tagen postoperative Schmerzen mit hochgradiger bis höchstgradiger Lahmheit

einhergehend. Darüber hinaus fiel bei allen 14 Schafen eine erhöhte Atemfrequenz

auf. Acht Tiere zeigten in den ersten beiden Tagen post OP Zähneknirschen, zwei

Tiere zeigten geringgradige (ggr.) Unruhe, vier Tiere ggr. Depression und Um-

schauen zur Wunde, ein weiteres Tier zeigte am zweiten Tag post OP eine ggr.

Inappetenz. Alle anderen Tiere zeigten bereits kurz nach dem Aufwachen einen

guten Appetit und wenige Tage nach der Operation eine gute Belastung der operier-

ten Gliedmaße. Bei den Schafen, bei denen die Induktion an Tag 22 durchgeführt

wurde, konnte ein leichter Anstieg des Schmerzscores für zwei bis drei Tage

beobachtet werden. Auch bei den Tieren ohne Induktion, konnte nach der

Castabnahme ein kurzzeitiger Anstieg des Schmerzscores beobachtet werden,

ebenso wie in den ersten Tagen nach Abnahme des Netzes (siehe Abbildung 22-27).

Zwei der vorzeitig euthanasierten Schafe zeigten einen kurzzeitigen Anstieg des

Schmerzscores bedingt durch ggr. Bewegungsunlust, gelegentliches Entlasten der

operierten Gliedmaße und leichte Verschlechterung des Lahmheitsgrades. Die

graphische Darstellung des durchschnittlichen Schmerzscores aller Tiere findet sich

in Abb. 22.

Abb. 22: Durchschnittlicher Schmerzscore aller Tiere pro Behandlungstag

0

1

2

3

4

5

6

1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55 58

du

rch

sc

hn

ittl

ich

er

Sc

hm

erz

sc

ore

Tage postoperativ

Durchschnittlicher Schmerzscore pro Tag

ø Schmerzscore

OP

In-

dukti

on

Netz

ab

Ergebnisse

54

Abb. 23: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe I1 (Implantat 1), Euthanasie der Tiere ist mit x ge-kennzeichnet

Abb. 24: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe K1 (Implantat 1), Euthanasie der Tiere ist mit x ge-

kennzeichnet

0

1

2

3

4

5

6

0

1

2

3

4

5

6

1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23 25 27 29 31 33 35 37 39 41 43 45 47 49 51 53 55 57

Wert

e S

ch

merz

sco

re

Tage postoperativ

Gruppe I1

Schaf 2

Schaf 4

Schaf 6

Schaf 7

Schaf 8

Schaf 3

0

1

2

3

4

5

6

1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55

We

rte S

ch

me

rzs

co

re

Tage postoperativ

Gruppe K1

Schaf 1

Schaf 5

Induktion

Cast ab

Netz ab

Netz ab

Ergebnisse

55

Abb. 25: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe G2 (Implantat 2)

Abb. 26: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe I1 (Implantat 2)

Abb. 27: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe K2

0

1

2

3

4

5

6

7

1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55

We

rte

Sc

hm

erz

sc

ore

Tage postoperativ

Gruppe G2

Schaf 9

Schaf 10

0

1

2

3

4

5

6

1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55

We

rte S

ch

me

rzs

co

re

Tage postoperativ

Gruppe I2

Schaf 11

Schaf 12

0

1

2

3

4

5

6

1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55

We

rte S

ch

me

rzs

co

re

Tage postoperativ

Gruppe K2

Schaf 13

Schaf 14

Cast ab

Induktion

Cast ab Netz ab

Netz ab

Netz ab

Ergebnisse

56

Es fanden sich keine signifikanten Unterschiede beim durchschnittlichen Schmerz-

score über den gesamten Zeitraum zwischen den Gruppen (Gruppe G2/I2: p=0,294;

Gruppe G2/K2: p=0,666, Gruppe I2/K2: p=0,543). Hoch signifikant war die Differenz

im durchschnittlichen Schmerzscore der Tiere zwischen den ersten beiden Wochen

und den letzten beiden Wochen (p=0,000). Auch zwischen den induzierten und nicht

induzierten Tieren zeigten sich keine signifikanten Unterschiede zwischen den

Gruppen über den gesamten Zeitraum (p=0,485), in den ersten zwei Wochen

(p=0,761) oder in den letzten beiden Wochen (p=0,160).

Schon kurz nach der Operation belasteten alle Schafe wieder alle vier Gliedmaßen.

Nach kurzer Gewöhnung an das Gehen mit Cast konnte anhand des

Lahmheitsscores eine schnelle Verbesserung der Lahmheit beobachten werden.

Kurze Verschlechterungen in den bereits erwähnten Zeiträumen sind auch hier zu

beobachten. Zur Euthanasie an Tag 57 waren alle Tiere annähernd lahmfrei bis voll-

ständig lahmfrei. Die graphische Darstellung des Lahmheitsgrades der Tiere mit

Implantat 2 findet sich in Abb. 28.

Abb. 28: Verlauf des Lahmheitsscores der Gruppen G2, I2 und K2 postoperativ

0

0,5

1

1,5

2

2,5

3

3,5

4

4,5

1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23 25 27 29 31 33 35 37 39 41 43 45 47 49 51 53 55 57

Lah

mh

eit

ssco

re

Tage postoperativ

Vergleichender Lahmheitsscore Implanat 2

G2

I2

K2

Induktion Netz ab

Ergebnisse

57

4.3 Röntgen

Alle Tiere zeigten im Verlauf der Röntgenkontrollen eine deutliche Kallusbildung als

Resultat einer sekundären Frakturheilung. Bereits zur Induktion an Tag 22 war bei

allen Schafen eine beginnende periostale Kallusbildung auf der kontralateralen Seite

der Platte zu beobachten. Bei der regulären Kontrolle an Tag 29 war der Kallus bei

der Hälfte der Schafe als Manschette um den Frakturspalt gelegt. Zur Abschluss-

kontrolle an Tag 57 zeigten drei Tiere bereits einen gut durchbauten Frakturspalt,

zwei Tiere einen fast vollständig durchbauten und drei Tiere einen teilweise

durchbauten Frakturspalt. Optische Unterschiede zwischen den Gruppen waren nicht

erkennbar. Bei zwei Tieren mit schlechterer Belastung wurden zusätzliche Röntgen-

kontrollen durchgeführt, bei einem Tier war die Platte vollständig gebrochen, bei dem

anderen die oberste Lamelle des Funktionsbereichs. Bei einem weiteren Tier wurde

in der regulären Kontrolle eine angebrochene Lamelle festgestellt. (Siehe Abb. 28

A-F) Die Ausmessung des operativ generierten Gaps/Frakturspalts ergab bei den

Schafen Werte zwischen 2 und 4 mm. Bei allen Tieren war der Spalt auf der Seite

des Implantats größer (3 - 4 mm), als auf der kontralateralen Seite (2 - 3 mm).

A B

Ergebnisse

58

Abb. 29: Kallus ist jeweils rot markiert A: Röntgenkontrolle Tag 1 intra operationem; B: Röntgenkontrolle Tag 22; intra induktionem; C: Röntgenkontrolle Tag 29; D: Röntgenkontrolle Tag 57 im Vergleich zur kontralateralen Sei-te; E: Röntgenkontrolle vor Abbruch, Implantatversagen; F: Röntgenkontrolle vor Abbruch, oberste Lamelle an-gebrochen

4.4 µ-CT

Bei der µ-tomographischen Auswertung wurde der Hauptbereich des Kallus be-

wertet. In Tabelle 11 sind die ermittelten Werte vergleichend zwischen Knochen,

dichtem und weniger dichtem Kallus für jedes Tier dargestellt. Die Werte werden

anhand von Säulendiagrammen im Folgenden näher erläutert. In diese weiteren

Auswertungen wurden nur die Tiere 9-14 einbezogen (Gruppen G2, I2 und K2).

C D

E F

Ergebnisse

59

Tab. 11: Übersicht über die ermittelten µ-CT Parameter für Kallusvolumen (TV), Volumen des mineralisierten

Kallus (BV), volumetrischer Anteil des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen (BV/TV), Dichte des minerali-sierten Gewebes (BMD), Dichte des Kallusgewebes (TMD) und der Mineralgehalt (BMC)

Schaf BV (mm³) TV (mm³) BV/TV (%)

BMD (mg HA/cm³)

TMD (mg HA/cm³)

BMC

1: Knochen 4866,63 5784,55 0,83 1219,92 1110,06 5402,32

1: dichter Kallus

4906,93 5426,87 0,90 743,72 672,00 3297,44

1: weicher Kallus

11782,73 13910,32 0,85 -0,05 -52,82 -622,30

2: Knochen 4830,83 5983,12 0,81 1204,95 1078,20 5208,43

2: dichter Kallus

8158,53 9113,70 0,90 713,96 631,07 5148,64

2: weicher Kallus

14167,26 15288,05 0,93 22,40 -9,29 -131,58

9: Knochen 5064,44 5255,42 0,95 1245,50 1215,05 6153,48

9: dichter Kallus

5845,84 6043,53 0,97 695,68 667,65 3902,85

9: weicher Kallus

3895,31 4003,13 0,96 32,85 25,71 100,14

10: Knochen 5575,51 6070,03 0,92 1243,60 1180,56 6586,87

10: dichter Kallus

9476,48 13200,19 0,72 645,71 483,08 4578,02

10: weicher Kallus

7341,91 8086,13 0,90 18,57 -18,68 -137,22

11: Knochen 5341,84 6261,09 0,85 1208,24 1106,40 5910,05

11: dichter Kallus

7877,43 11762,36 0,67 629,85 438,16 3451,61

11: weicher Kallus

11367,10 11964,37 0,95 25,36 4,63 52,75

12: Knochen 5282,21 5819,32 0,91 1228,44 1160,71 6131,06

12: dichter Kallus

8115,78 8687,08 0,92 729,98 676,34 5489,13

12: weicher Kallus

6513,6387 7112,61 0,92 25,40 -8,23 -53,68

13: Knochen 4337,30 4899,41 0,87 1226,54 1145,91 4970,10

13: dichter Kallus

8621,72 9531,55 0,91 683,84 610,35 5262,33

13: weicher Kallus

4316,37 4509,65 0,96 31,63 16,12 69,63

14: Knochen 5024,45 5396,37 0,93 1217,31 1161,93 5838,18

14: dichter Kallus

11125,40 11994,4795 0,93 711,51 648,83 7218,58

14: weicher Kallus

11597,27 11988,59 0,97 29,02 12,65 146,70

Ergebnisse

60

Das Kallusvolumen (TV) stellte sich bei der Gruppe K2 beim dichten Kallus (1),

als das größte heraus. Beim weniger dichten Kallus (2) war das Volumen der Gruppe

I2 am größten. Hier lag der dichte Kallus im mittleren Bereich, das kleinste

Kallusvolumen sowohl bei dichtem, als auch weniger dichtem Kallus zeigte sich bei

Gruppe G2.

Abb. 30: Graphische Darstellung des Kallusvolumen (TV) bei Gruppe G2, I2, K2

Das Volumen des mineralisierten Kallus war in Gruppe G2 am niedrigsten. Bei

Gruppe K2 war das Volumen des dichten Kallus am höchsten. Der dichte Kallus der

Gruppe I2 lag etwas über dem von Gruppe G2, aber deutlich unter dem von Gruppe

K2. Beim weniger dichten Kallus zeigte Gruppe I2 das größte Volumen an minerali-

siertem Kallus.

Abb. 31: Graphische Darstellung des Volumens des mineralisierten Kallus bei Gruppe G2, I2, K2

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000

Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2

G2 G2 I2 I2 K2 K2

Vo

lum

en

in

mm³

TV

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000


G2 G2 I2 I2 K2 K2

Vo

lum

en

de

s m

ine

rali

sie

rten

Ka

llu

s in

mm³

BV

Ergebnisse

61

Der Anteil des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen war bei Gruppe K2 sowohl

beim dichten, als auch beim weniger dichten Kallus am größten (92% und 96 %).

Am niedrigsten lag der Anteil bei Gruppe I2 mit 80% bzw. 93% beim dichten und

weniger dichten Kallus.

Abb. 32: Graphische Darstellung des Anteils des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen der Gruppen G2, I2, K2

0,7

0,75

0,8

0,85

0,9

0,95

1


G2 G2 I2 I2 K2 K2

An

teil

de

s m

ine

rali

sie

rte

n

Kall

us

am

Ge

sa

mtv

olu

me

n (

%)

BV/TV

Ergebnisse

62

Bei der Dichte des mineralisierten Gewebes (TMD) sah man bei allen drei Gruppen

eine deutliche Abnahme zwischen dem Knochen und dem dichten Kallus sowie

zwischen dem dichten und dem weniger dichten Kallus. Die größte Differenz war bei

der Gruppe I2 zu beobachten, die kleinste bei der Gruppe K2.

Abb. 33: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Gewebes (TMD) der Gruppen G2, I2, K2

Bei der Dichte des mineralisierten Knochens (BMD) zeigte sich bei allen Gruppen ein

deutlicher, annähernd gleicher Abfall zwischen dem Knochen, dem dichten Kallus

und dem weniger dichten Kallus.

Abb. 34: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Knochens der Gruppen G2, I2, K2

-200

0

200

400

600

800

1000

1200

1400

Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2

G2 G2 G2 I2 I2 I2 K2 K2 K2

Dic

hte

de

s G

ew

eb

es

in

mg

H

A/c

m³

TMD

0

200

400

600

800

1000

1200

1400


G2 G2 G2 I2 I2 I2 K2 K2 K2

Dic

hte

des m

inera

lisie

rten

K

no

ch

en

s in

mg

HA

/cm

³

BMD

Ergebnisse

63

Beim Knochenmineralgehalt (BMC) zeigten sich größere Unterschiede zwischen den

Gruppen. Bei Gruppe G2 zeigte sich ein deutlicher Abfall des Wertes zwischen dem

Knochen, dem dichten Kallus und dem weniger dichten Kallus. Bei Gruppe I2 war der

Unterschied zwischen Knochen und dichtem Kallus etwas geringer. In Gruppe K2

zeigte der Knochen einen vergleichsweise niedrigen Knochenmineralgehalt, dafür

einen deutlich höheren Wert beim dichten Kallus, der vergleichbar mit den Werten

beim Knochen der anderen beiden Gruppen ist.

Abb. 35: Graphische Darstellung des Knochenmineralgehaltes bei den Gruppen G2, I2, K2

4.5 Biomechanische Testung

Bei der Vier-Punkt-Biegung wurden die operierte und die kontralaterale Tibia ver-

gleichend getestet. Gemessen wurde die maximale Kraft (Newton) bis zur

Frakturierung des Knochens. Aus den gemessenen Werten wurde die Steifigkeit

(N/mm) der einzelnen Knochen sowie die prozentuale Abnahme der Werte zwischen

der osteotomierten und der intakten Tibia ermittelt. Zur weiteren Auswertung wurden

die Gruppen G2, I2 und K2 heran gezogen. Die Mittelwerte der Gruppen wurden

tabellarisch dargestellt (siehe Tab. 12). Eine statistische Auswertung war auf Grund

der kleinen Gruppengrößen nicht möglich.

-1000

0

1000

2000

3000

4000

5000

6000

7000


G2 G2 G2 I2 I2 I2 K2 K2 K2

Kn

oc

he

nm

ine

ralg

eh

alt

in

g

BMC

Ergebnisse

64

Tab. 12: Übersicht über die Mittelwerte der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2

Maximalwert (N)

Prozentuale Abnahme

Steifigkeit (N/mm)

Prozentuale Abnahme

Gruppe G2 intakt

3188,68 76,43

457,24 37,59

Gruppe G2 operiert

746,18 286,28

Gruppe I2 intakt

3277,53 70,02

445,26 37,42

Gruppe I2 ope-riert

914,32 278,46

Gruppe K2 intakt

2841,51 77,72

366,64 29,85

Gruppe K2 operiert

629,17 256,18

Der Wert der maximalen Kraft bis zur Frakturierung (load to failiure) der Knochen war

bei Gruppe K2 am niedrigsten und bei Gruppe I2 am höchsten, sowohl bei der

intakten, als auch bei der operierten Tibia. Dies zeigte auch die prozentuale Ab-

nahme des Maximalwertes zwischen intakter und operierter Tibia: sie war in Gruppe

I2 mit 70% am niedrigsten und bei Gruppe K2 mit 78% am höchsten.

Abb. 36: A: Balkendiagramm des Maximalwertes der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme des Maximalwertes zwischen frakturierter und intakter Tibia der Gruppen G2, I2, K2

0

500

1000

1500

2000

2500

3000

3500

Intakt Frakturiert

Ma

xim

alw

ert

[N

]

Maximalwert

Gruppe G2

Gruppe I2

Gruppe K2

66

68

70

72

74

76

78

80

Pro

ze

ntu

ale

Ab

na

hm

e[%

]

Prozentuale Abnahme -Maximalwert

GruppeG2

Gruppe I2

Gruppe K2

B A

Ergebnisse

65

Die Struktursteifigkeit der Knochen war bei Gruppe G2 am größten, bei Gruppe I2 lag

sie knapp darunter. Bei Gruppe K2 lag sowohl die Steifigkeit des intakten Knochens,

als auch die des operierten Knochens deutlicher unter der der anderen beiden

Gruppen. Die prozentuale Abnahme der Struktursteifigkeit zwischen intakter und

operierter Tibia ist bei Gruppe G2 und I2 annähernd gleich und lag bei 38%. Mit 30%

lag sie bei Gruppe K2 am niedrigsten.

Abb. 37: A: Balkendiagramm der Steifigkeit der intakten und frakturierten Tibiae der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme der Steifigkeit zwischen intakter und frakturierter Tibia der Gruppen G2, I2, K2

0

100

200

300

400

500

Intakt Frakturiert

Ste

ifig

ke

it [

N/m

m]

Steifigkeit

Gruppe G2

Gruppe I2

Gruppe K2

0

5

10

15

20

25

30

35

40

Pro

ze

ntu

ale

Ab

na

hm

e[%

]

Prozentuale Abnahme -Steifigkeit

Gruppe G2

Gruppe I2

Gruppe K2

B A

Diskussion

66

5 Diskussion

Das Ziel der vorliegenden Arbeit war es, anhand einer klinischen Studie die

Funktionalität und klinische Verträglichkeit der eigens entwickelten Implantate aus

Nitinol zu analysieren sowie die Auswirkung der elektromagnetischen Induktion der

Implantate und der resultierenden Steifigkeitsänderung auf die Knochenheilung zu

untersuchen. Obwohl Nitinol bereits vielfältig in der Medizin eingesetzt wird (DUERIG

et al. 1999; EL FENINAT et al. 2002; MACHADO et al. 2003), gibt es nur wenige

Studien, die den Einfluss des One-Way-Memory Effekts auf die Frakturheilung unter-

suchen (RUSSELL 2009). Nach unserem Wissensstand gibt es bisher außerhalb der

eigenen Vorarbeiten keine Arbeitsgruppe, die ihn zur inversen Dynamisierung einer

Osteosynthese nutzt (DECKER et al. 2015; MÜLLER et al. 2015). Um eine mögliche

Anwendung beim Menschen zu testen, wurde ein Großtiermodell im Rahmen einer

Pilotstudie mit drei Schafen entwickelt (DECKER et al. 2015). Die Durchführung und

die Ergebnisse des Hauptversuchs sollen im Folgenden diskutiert werden.

5.1 Diskussion der gewählten Methodik

In der Orthopädie eignen Großtiermodelle sich besonders, um die physiologische

und anatomische Situation im Menschen zu simulieren, wenn auch keines genau

diese erreicht (MARTINI et al. 2001). Während der Hund, von den Primaten abge-

sehen, dem Menschen am nächsten kommt, bieten Schafe doch viele Vorteile als

Modelltier (MARTINI et al. 2001). Die gewählte Rasse, das schwarzköpfige Fleisch-

schaf, bot sowohl von der ausreichenden Größe der Knochen, als auch vom Gewicht

einen adäquaten Vergleich zur Situation im Menschen (STOFFEL et al. 2000). So

konnten Implantate, die bereits die geeignete Größe für die Humanmedizin auf-

wiesen, direkt getestet werden (NUNAMAKER 1998). Darüber hinaus bieten sich

Schafe durch eine einfache Haltung und Umgang an. Andererseits sind Versuche im

Großtiermodell mit hohen Kosten und nicht unerheblichem Zeitaufwand verbunden

(NUNAMAKER 1998). Folglich muss abgewogen werden, ob die Fragestellung durch

die gewählte Methodik beantwortet werden kann, der Tierversuch gerechtfertigt ist

und Aufwand und Nutzen in Relation zueinander stehen (MARTINI et al. 2001).

Diskussion

67

Darüber hinaus sollten Tierversuche sich an das drei R-Prinzip halten (Refine,

Reduce, Replace) (AUER et al. 2007). Nach diesem Vorgehen wurden in unserer

Arbeitsgruppe möglichst viele der Vorversuche durch in vitro Versuche ersetzt, bei

den in vivo Versuchen die kleinstmögliche Tierzahl verwendet und die Versuche so

„verfeinert“, dass die Tiere so wenig wie möglich leiden. Dies wurde auch in der

Durchführung dieses Versuches beachtet, ein Ersatz durch einen in vitro Versuch

war allerdings nicht möglich, da die praktische Anwendung unseres Implantats im

Menschen simuliert werden sollte. Die Operation und die Narkose wurden von den

Tieren gut vertragen. Die Wahl eines Frakturmodells oder eines Osteotomiemodells

fiel bei uns auf die Osteotomie der Tibia. Diese und der entstehende Osteotomiespalt

boten eine gute Vergleichbarkeit der Tiere durch die bei jedem Tier gleich durchge-

führte Operation. Der entstehende Osteotomiespalt verhinderte auch eine zu

schnelle Spontanheilung des Schafknochens (MARTINI et al. 2001). Allerdings ist zu

hinterfragen, ob eine Osteotomie mit ihren glatt geschnittenen Oberflächen tatsäch-

lich ein Modell für eine reale Fraktur sein kann, die eine unterschiedlich geformte,

unebene Oberfläche aufweist (DECKER et al. 2014). Darüber hinaus könnten die bei

der Osteotomie entstehende Hitze und die notwendige Durchtrennung des Periosts

die Knochenheilung beeinträchtigen. Die entstehende Hitze wurde bei unserem

Versuch durch die Spülung mit 0,9 % Natriumchlorid minimiert. Da diese aber auch

das Blut aus der Fraktur spült, könnte die Knochenheilung durch das fehlende Häma-

tom, das die Grundlage für den entstehenden Kallus bietet, eingeschränkt sein

(DECKER et al. 2014). Obwohl die Frakturierung des Knochens durch verschiedene

Biegetechniken die realistischere Simulation einer geschlossenen Fraktur zu sein

scheint und sogar die besseren kurzzeitigen biomechanischen Ergebnisse erzielt

(PARK et al. 1999), konnten Dumont et al. zeigen, dass die Heilung einer Osteotomie

der Heilung einer natürlichen Fraktur sehr nahe kommt (DUMONT et al. 2009).

Allerdings fand diese Arbeitsgruppe unter anderem eine eingeschränkte

Angiogenese und Kallus-remodellierung im Bereich der Osteotomie. Zur Gewähr-

leistung der Reproduzierbarkeit im Rahmen des Tierversuchs sowie für den

Vergleich mit der Literatur entschieden wir uns für eine Osteotomie (CHEAL et al.

1991; CLAES et al. 2003; EPARI et al. 2007). Von einer Beeinträchtigung der

Diskussion

68

Knochenheilung war in den röntgenologischen, µ-tomographischen und bio-

mechanischen Untersuchungen nichts festzustellen. Jedoch wäre für eine bessere

Einschätzung eine histologische Untersuchung notwendig gewesen, auf die zu

Gunsten der biomechanischen Testung verzichtet wurde. Alle Osteotomien zeigten

am Ende des Versuchs eine vorangeschrittene Heilung. Da alle Tiere nach der

gleichen Methodik operiert wurden, wäre eine mögliche Beeinträchtigung vermutlich

auch bei allen Tieren gleich und würde die Vergleichbarkeit zwischen den Gruppen

nicht einschränken.

Die postoperative Analgesie in Kombination mit dem Cast und dem Tierrettungsnetz

erlaubte den Tieren nicht nur eine schnelle Mobilisierung, sondern trug wahr-

scheinlich auch zum Zurückkehren zu physiologischer Futteraufnahme und Verhalten

unmittelbar postoperativ bei. Die Verwendung eines solchen Tierrettungsnetzes ist

bei orthopädischen Versuchen noch nicht allgemein üblich, viele Arbeitsgruppen

erlauben den Tieren uneingeschränkte Bewegung (STOFFEL et al. 2000; EPARI et

al. 2007; SCHELL et al. 2008; CLAES et al. 2008). Auch gibt es bisher keine Richt-

werte wie lange die Unterstützung durch das Netz andauern soll (AUER et al. 2007;

DECKER et al. 2015). Da es in den Vorversuchen zu einer Refrakturierung durch die

übermäßige Belastung der Fraktur vermutlich durch die Scherkräfte beim Aufstehen

und Hinlegen kam (DECKER et al. 2015), bot das Netz für uns eine effektive Lösung

zur Prävention dieser Komplikation (AUER et al. 2007). Da die Tiere präoperativ

einen Tag Zeit hatten sich an das probeweise angelegte Netz zu gewöhnen, wurde

es ohne Probleme akzeptiert. Wir entschieden uns für einen Zeitraum von vier

Wochen bis zur Abnahme des Netzes, um das durch den Cast zusätzlich erhöhte

Risiko des Wegrutschens zu minimieren. Im Anschluss daran ermöglichte das Tier-

rettungsnetz eine sichere Gewöhnung an das Fehlen des Casts. Abzuwägen ist, ob

der Nutzen des Tierrettungsnetzes im Verhältnis zu dem etwaigen Stress der Tiere

oder den möglicherweise entstehenden Schäden durch die Reibung und den Druck

stehen. Doch durch die großzügige Polsterung des Tierrettungsnetzes mit Mullwatte

in Kombination mit täglicher Pflege der beanspruchten Hautstellen mit Zinksalbe half

Exkoriationen der Haut größtenteils zu vermeiden. Stress durch das Netz während

Diskussion

69

des Versuches ließ sich sehr wahrscheinlich durch die präoperative Gewöhnung

minimieren.

Zusätzlichen Schutz bot in den ersten drei Wochen postoperativ ein Cast, wie er in

der Human- und Tiermedizin bei Frakturen üblich ist. Auch andere Arbeitsgruppen

greifen auf einen solchen Schutz zurück (VIATEAU et al. 2007). Allerdings arbeiten

viele Arbeitsgruppen mit einem Fixateur externe bei Frakturmodellen bei denen kein

Cast möglich ist (KLEIN et al. 2003; SCHELL et al. 2005; CLAES et al. 2008).

Fraglich ist natürlich auch, ob ein Cast der intraoperativ angebracht wurde, wieder in

Narkose entfernt werden muss. Wir konnten eine zusätzliche Narkose bei den nicht

induzierten Tieren vermeiden und eine Entfernung des Casts in der Box ohne

erneute Narkose durchführen. Dies wurde gut toleriert und half wahrscheinlich zu-

sätzlichen Stress durch die Trennung von den anderen Tieren zu umgehen. Bei den

Tieren, die an Tag 22 induziert wurden, erfolgte die Entfernung des Casts im

Rahmen der Induktion in erneuter Narkose. Diese wurde ebenso, wie die Induktion

selbst, problemlos vertragen. Eine kurzzeitige, leichte Erhöhung des Lahmheits-

grades um durchschnittlich 0,5 Punkte zeigte die Belastung der Gliedmaße, aber die

post-induktive Analgesie führte zur sofortigen Rückkehr zum Normalverhalten.

Die Entfernung des Netzes an Tag 29 und die damit verbundene Mehrbelastung der

Gliedmaße führte ebenfalls zu einer kurzfristigen Verschlechterung der Lahmheit,

aber durch die vorangeschrittene Heilung und den stabilen Sitz der Platte kam es

hier schnell wieder zu einer sukzessiven Verbesserung des Scores bis zum Ende

des Versuchs. Eine zusätzliche Analgesie für diesen Zeitraum wäre denkbar

gewesen, aber nicht unbedingt sinnvoll, da es, durch den aufgehobenen Schutz-

reflex, zu einem unvorsichtigeren Umgang der Schafe mit der operierten Gliedmaße

und damit zu einem erhöhten Risiko geführt hätte. Allerdings sind, durch § 7 des

Tierschutzgesetzes vorgegeben, Schmerzen, Leiden und Schäden von Versuchs-

tieren auf das unerlässliche Maß zu beschränken. Dies bezieht sich auch auf eine

ausreichende Analgesie und es gibt entsprechende Empfehlungen, die von der

Gesellschaft für Versuchstierkunde (GV-SOLAS) herausgegeben werden (HENKE et

al. 2015). Für Operationen am Knochen mit stabiler Fixierung werden zwei bis drei

Tage postoperative Analgesie empfohlen. Dies wird auch von vielen Arbeitsgruppen

Diskussion

70

so gehandhabt. (DEN BOER et al. 1999; KLEIN et al. 2003; SCHELL et al. 2005) Ein

gutes Maß kann auch die übliche Schmerzmedikation in der Humanmedizin bei ver-

gleichbaren Eingriffen sein (AUER et al. 2007).

Diesen Anforderungen wurde die vorliegende Studie mehr als gerecht, da die Tiere

über zwei Wochen postoperativ und über eine Woche nach der Induktion Analgetika

erhielten.

Das gewählte Tiermodell kann ohne Einschränkung als reproduzierbar und zur

Beantwortung der Fragestellung als geeignet beurteilt werden.

5.2 Diskussion der klinischen Untersuchungen

Die klinischen Untersuchungen boten die Grundlage zur Beurteilung der Methodik

und des Heilungsverlaufes. Das Untersuchungsregime war sensitiv genug um

schnell Probleme ausfindig zu machen und beheben zu können. So konnten

beispielsweise, anhand des einmal täglich erhobenen Schmerzscores, schnell Tiere

mit einem Implantatbruch identifiziert werden (Siehe Tab. 9, Kapitel 3.2.2.2).

Die Quantifizierung von Schmerzen beim Tier ist schwierig, denn Schmerz wird auch

tierabhängig subjektiv bewertet und geäußert, ist aber dennoch in Hinblick auf das

Tierschutzgesetz notwendig (HENKE et al. 2015). Der Schmerzscore wurde speziell

für die numerische Schmerzbeurteilung von orthopädischen Eingriffen bei Schafen

entwickelt (OTTO 2001). In der praktischen Umsetzung des Schmerzscores sind

allerdings Punkte aufgefallen, die kritisch beurteilt werden müssen. Während die

Vokalisation, die Futteraufnahme und der Gesichtsausdruck sich aussagekräftig

zeigten, konnte die Aktivität bei unserem Versuchsaufbau nur eingeschränkt beurteilt

werden. Hier wurden häufige Positionswechsel, Aufstehversuche und „Hinwerfen“

gewertet, die durch die Aufhängung unserer Schafe im Netz nicht vollständig beurteilt

werden konnten. Als nur eingeschränkt aussagekräftig musste insbesondere die

Atemfrequenz eingestuft werden. Die physiologische Atemfrequenz von Schafen

beträgt 15-30 Atemzüge pro Minute in Ruhe. Sie ist insbesondere abhängig von der

Umgebungstemperatur, der Wolllänge (Thermoregulation durch Respiration) und der

Untersuchungsmanipulation (GANTER et al. 2001). Da die Tiere in unserem Versuch

Diskussion

71

teilweise Umgebungstemperaturen von bis zu 30 ˚C ausgesetzt und unterschiedlich

bewollt waren, ist hier keine Vergleichbarkeit gegeben. Darüber hinaus ist grund-

sätzlich von einer ggr. erhöhten Atemfrequenz auszugehen, sobald die unter-

suchende Person den Raum betritt. Hier sind die physiologischen Grenzen der Atem-

frequenz mit maximal 20 Atemzügen pro Minute im Schmerzscore zu niedrig

angesetzt, sodass alle Schafe fast dauerhaft im erhöhten Bereich lagen. Die Atem-

frequenz lag mehrheitlich zwischen 24 und 36. Auch die Beurteilung des Lahmheits-

grades anhand des Schmerzscores hatte Einschränkungen. Die Abstufungen

zwischen den einzelnen Bewertungskriterien waren nicht fein genug, sodass oftmals

eine Zwischenstufe fehlte. Empfehlenswert für weitere Versuche wäre hier eine

modifizierte Einteilung der Lahmheitsgrade nach Brunnberg (KRAMER 2004). Mit der

entsprechenden Wertung würde sich folgende Einteilung ergeben: Normale

Belastung: 0; ggr. undeutliche Lahmheit (nicht bei jedem Tritt sichtbar): 1, ggr.

deutliche Lahmheit, im „Trab“ bei jedem Tritt sichtbar: 2; mgr. Lahmheit im Schritt

und Trab bei jedem Tritt sichtbar, gelegentliches Entlasten der betroffenen Glied-

maße: 3; hgr. Lahmheit, nur kurze Belastung der betroffenen Gliedmaße: 4;

höchstgradige Lahmheit: keine Belastung der betroffenen Gliedmaße, vermehrtes

Liegen: 5. Mit diesen Modifikationen kann der Schmerzscore, wie auch die klinischen

Untersuchungen als geeignet, vergleichbar und reproduzierbar für weitere Versuche

bewertet werden. Wie zu erwarten, zeigten sich signifikante Unterschiede des

Schmerzscores zwischen den ersten zwei Wochen und den letzten zwei Wochen des

Versuches, die vermutlich auf die voranschreitende Knochenheilung zurückzuführen

sind. Keine signifikanten Unterschiede zeigten sich allerdings zwischen den

Gruppen, hier wäre aus der Literatur ein größerer Unterschied insbesondere

zwischen den induzierten und nicht induzierten Schafen auf Grund einer

beschleunigten Knochenheilung nach der inversen Dynamisierung der Induktions-

gruppe zu erwarten gewesen (GLATT et al. 2012). Allerdings war beim Vergleich des

Lahmheitsgrades zwischen den Gruppen eine schnellere Verbesserung der

Induktionsgruppe nach der Induktion zu sehen. Signifikante Ergebnisse gab es auf

Grund der kleinen Gruppengrößen diesbezüglich aber nicht.

Diskussion

72

5.3 Diskussion der röntgenologischen, µ-tomographischen und biome-

chanischen Ergebnisse

5.3.1 Diskussion der röntgenologischen Ergebnisse

Radiologische Kontrollen werden in der Praxis und in der Literatur häufig eingesetzt,

um eine fortschreitende Frakturheilung in orthopädischen Versuchen zu beurteilen

(BHANDARI et al. 2002; VIATEAU et al. 2007; SCHELL et al. 2008). Kriterien sind

hierbei die Kallusgröße, die kortikale Verbindung der Frakturenden und der suk-

zessive kleiner werdende Frakturspalt (BHANDARI et al. 2002). Allerdings finden

einige Arbeitsgruppen es schwierig, eine Korrelation der Röntgenergebnisse mit

biomechanischen, histologischen Ergebnissen oder der Frakturstabilität herzustellen

(HAMMER et al. 1985; BLOKHUIS et al. 2001). Panjabi et al. konnten nur eine

geringe Korrelation der röntgenologischen Ergebnisse (Kontinuität der Rinde) mit der

mechanischen Stärke einer Fraktur finden (PANJABI et al. 1985). Andere Gruppen

wie Goodship und Kenwright waren in der Lage, eine Korrelation zwischen röntgeno-

logischen und histologischen Ergebnissen zu sehen (GOODSHIP u. KENWRIGHT

1985) oder konnten sogar ein Scoring-System mit Hilfe ihrer Röntgenbilder erstellen

(VIATEAU et al. 2007). In unserem Versuchsaufbau dienten die röntgenologischen

Kontrollen lediglich der Lagekontrolle der Implantate sowie der groben Einschätzung

der Kallusentwicklung. Gemeinsam mit der Belastung der Gliedmaße ergab sich so

eine gute Einschätzung der voranschreitenden Frakturheilung. Eine Quantifizierung

des Kallus, eine genaue Einstufung in das Heilungsstadium oder Rückschlüsse auf

die Stabilität des Knochens waren nicht möglich. Dies lag unter anderem an der

Vergleichbarkeit der Aufnahmen. Für Verlaufskontrollen während des Versuches sind

die Röntgenkontrollen aber geeignet.

5.3.2 Diskussion der µ-tomographischen Ergebnisse

Die microtomographische Auswertung der Knochen hinsichtlich Kallusvolumen,

mineralisierten Kallus, Dichte des mineralisierten Gewebes, Knochendichte und

Knochenmineralgehalt wurde im Anschluss an die Euthanasie an den entnommenen

Diskussion

73

Tibiae durchgeführt. Diese nichtinvasive Art der Untersuchung eignet sich besonders

um den Fortschritt einer Frakturheilung zu quantifizieren und zwischen den Gruppen

vergleichbar zu machen (AUGAT et al. 1997; DEN BOER et al. 1999;

SCHMIDHAMMER et al. 2006; MORGAN et al. 2009). Darüber hinaus ist sie

genauer als die röntgenologische Untersuchung (GRIGORYAN et al. 2003). Viele

Arbeitsgruppen verwenden die Computertomographie zur Beurteilung der Knochen-

heilung (AUGAT et al. 1997; GRIGORYAN et al. 2003; GARDNER et al. 2006). Da

bei CT-Bildern keine Überlappung der Strukturen vorliegt, ist es möglich die einzel-

nen Bereiche direkt zu beurteilen und durch den nicht-invasiven Charakter der

Untersuchung eignet sie sich auch gut für Verlaufskontrollen (SCHNARKOWSKI et

al. 1995). Auf Verlaufskontrollen wurde bei unserem Versuch verzichtet, da dies bei

den Tieren mit einer erneuten Narkose und den damit verbundenen Risiken und

Stress einher gegangen wäre. Da nach acht Wochen die Knochenheilung noch nicht

abgeschlossen war, konnte bei unseren Auswertungen der Fortschritt der Fraktur-

heilung und Unterschiede zwischen den Gruppen vergleichend beurteilt werden. Die

µ-Computertomographie bietet gegenüber regulären CTs eine besonders gute Auf-

lösung (MORGAN et al. 2009) und die Möglichkeit auf einige verschiedene Analyse-

werten wie Kallusvolumen, Struktur und Mineralgehalt der ROI zurückzugreifen. Wel-

che der Werte geeignet sind um Rückschlüsse auf den Fortschritt einer Fraktur-

heilung und auf die Stabilität des Kallus zu erlauben, wird in der Literatur allerdings

unterschiedlich bewertet (DEN BOER et al. 1999; SHEFELBINE et al. 2005;

MORGAN et al. 2009). Das Kallusvolumen (TV), das Knochenvolumen (BV) sowie

der Knochenmineralgehalt (BMC) variieren stark zwischen den Kallussen, daher

stellt sich die Frage, welche Rückschlüsse sie auf die biomechanische Stabilität sie

zulassen (MORGAN et al. 2009). Morgan et al. befanden, dass die Kallusdichte

(TMD) und das Volumen des mineralisierten Kallus die besten Rückschlüsse auf die

Torsionstärke des Knochens zuließe (MORGAN et al. 2009). Darüber hinaus fand

die Arbeitsgruppe heraus, dass TMD, Knochenmineralgehalt (BMC) und der volumet-

rische Anteil des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen (BV/TV) zusammen gute

Rückschlüsse auf die biomechanische Stabilität zulassen. (MORGAN et al. 2009) Die

Knochendichte (BMD) wird zur Osteoporosemessung verwendet (LINK et al. 1998;

Diskussion

74

KORVER et al. 2004) und von vielen Arbeitsgruppen häufig in Kombination mit dem

BMC verwendet um die mechanische Stärke eines Knochens zu evaluieren (AUGAT

et al. 1997; SHEFELBINE et al. 2005; GARDNER et al. 2006). Die BMD korreliert mit

der Mineralisierung des Frakturspaltes und lässt eine Vorhersage der mechanischen

Stärke zu (AUGAT et al. 1997). Shefelbine et al. relativieren diese Aussage etwas,

ihrer Erkenntnisse nach reicht der BMD alleine bei komplizierteren Frakturen nicht

aus um die biomechanische Stärke und Steifigkeit zu bestimmen (SHEFELBINE et

al. 2005). Unsere Ergebnisse zeigen keine signifikanten Unterschiede zwischen den

Gruppen bei allen ermittelten Werten. Um einen adäquaten Vergleich zwischen den

Gruppen sehen und die Ergebnisse statistisch bewerten zu können, waren unsere

Gruppen nicht groß genug, die statistische Aussagekraft also zu gering. Wie aus der

Literatur zu erwarten (CLAES et al. 1995; SCHELL et al. 2005), zeigte Gruppe K2 mit

der dauerhaft weniger steifen Fixierung das größte Kallusvolumen mit 10763 ± 1742

mm³ beim dichten Kallus. Beim weniger dichten Kallus zeigte Gruppe I2 mit 9539 ±

3431 mm³ das größte Volumen. Dies könnte sich auf die flexible Fixierung der

Fraktur in den ersten drei Wochen bei Gruppe I2 zurückführen lassen. Das TV bietet

aber keine Rückschlüsse auf die biomechanische Stärke des Knochens (DEN BOER

et al. 1999).

Der volumetrische Anteil des mineralisierten Kallus (BV) stellt sich wie das TV dar.

Dies spricht für eine annähernd gleiche Mineralisierung der Kallusse, die Unter-

schiede im Volumen entsprechen den Unterschieden im Gesamtvolumen. Bei BMD

und TMD zeigen sich fast keine Unterschiede zwischen den Gruppen. Der BMC, der

sich aus TMD und BV berechnet, war bei Gruppe K2 mit 6240 ± 1383 Gramm pro

cm³ deutlich höher im Vergleich zu den anderen Gruppen, dies lässt sich möglicher-

weise durch das insgesamt größere Kallusvolumen und damit auch des insgesamt

höheren Volumens an mineralisiertem Kallus erklären. Um signifikante Schlüsse aus

den Werten ziehen zu können, waren die Gruppengrößen zu klein.

Diskussion

75

5.3.3 Diskussion der biomechanischen Ergebnisse

Die biomechanische Testung der Knochen stellt eine genaue Methode dar, die

Knochenheilung zu beurteilen. Im load-to-failiure Test wird der Knochen bis zur

Frakturierung mechanisch belastet. Die Vier-Punkt-Biegung wird in der Literatur

häufig verwendet, um eine Frakturheilung biomechanisch zu evaluieren (WALSH et

al. 1997; CLAES et al. 1997; GARDNER et al. 2006). Diesen Studien entsprechend

wurden bei uns die operierte und die intakte Seite der Tibia vergleichend getestet um

tierindividuelle Unterschiede relativieren zu können. So konnte die prozentuale

Abnahme der Struktursteifigkeit zwischen frakturierter und intakter Tibia im Vergleich

zwischen den Gruppen gezeigt werden. Hier zeigte sich eine geringere prozentuale

Abnahme bei Gruppe I2 im Vergleich zu den anderen beiden Gruppen (70,02% zu

76,43% und 77,72%). Dies lässt sich möglicherweise auf den Einfluss der Induktion

zurückführen. Auch die errechnete Struktursteifigkeit wird in der Literatur häufig

heran gezogen um die Knochenheilung bei Fraktur- bzw. Osteotomiemodellen zu

bewerten (PETER et al. 1996; AUGAT et al. 2003). Bei unseren Ergebnissen zur

Struktursteifigkeit fanden sich keine signifikanten Unterschiede zwischen Gruppe G2

und Gruppe I2, Gruppe K2 jedoch lag bei den prozentualen Abnahmen deutlich unter

den Werten der anderen Gruppen. Dies entspricht den Resultaten anderer Arbeits-

gruppen, bei denen eine niedrigere Steifigkeit bei der Fixierung ebenfalls zu vermehr-

ter Kallusbildung, aber eher zu schlechterer Qualität und damit schlechterer Stabilität

des Kallusgewebes führte (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CLAES et al. 1998).

Auch hier waren die Gruppengrößen zu klein, um signifikante Unterschiede fest-

stellen zu können.

5.4 Diskussion der Induktion

Eine ausreichende mechanische Stimulation wird in der Literatur für den Erfolg der

Knochenheilung als essentiell angesehen, aber eine zu große Beweglichkeit kann sie

hemmen (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CHEAL et al. 1991; CLAES et al.

2000). Die verschiedensten Ansätze werden in der Literatur vorgestellt die Knochen-

heilung durch das ändern verschiedener Parameter zu beeinflussen. Von kontrollier-

ten Mirkobewegungen (GOODSHIP u. KENWRIGHT 1985; CLAES et al. 2008) über

Diskussion

76

weniger steife Fixierungen (CLAES et al. 1995; PERREN 2002) bis hin zu früher oder

später Dynamisierung der Osteosynthese (GEORGIADIS et al. 1990; CLAES et al.

2011; PAPAKOSTIDIS et al. 2011). Viele dieser Ansätze gehen mit einer erneuten

Operation einher, Anpassungen der Steifigkeit der Implantate oder die Verwendung

eines Fixateurs externe. Letzterer wird vor allem bei offenen Frakturen und

Polytraumen eingesetzt, ist sehr pflegeaufwändig und bietet nicht die Möglichkeit

einer frühen Mobilisierung mit Cast (ALONSO et al. 1989; GIOTAKIS u. NARAYAN

2007). Für die Mobilisierung von Marknägeln ist eine erneute Operation erforderlich

und die Implantate mit erniedrigter Steifigkeit bieten keine Option diese Steifigkeit zu

variieren. Die einzige Möglichkeit bisher, die Steifigkeit der Osteosynthese ohne eine

dieser Einschränkungen zu verändern, sind biodegradierbare Implantate, beispiels-

weise aus Polyglykol oder Polylactid. Deren Einsatz in der Gesichts- und Dental-

chirurgie ist allerdings noch kein Indikator für die Übertragbarkeit auf die Behandlung

von Frakturen der langen Röhrenknochen (BOS et al. 1991; HOFMANN 1995). Es ist

fraglich, ob die Degradation kontrollierbar genug ist, um eine ausreichend lange Zeit

die Stabilität für die Frakturheilung zu gewährleisten (HOFMANN 1995; NAVARRO et

al. 2008). Darüber hinaus können die entstehenden Abbauprodukte möglicherweise

nicht ausreichend resorbiert werden und rufen bekanntermaßen immer wieder

Entzündungen hervor (BÖSTMAN u. PIHLAJAMÄKI 2000). Der Ansatz der inversen

Dynamisierung durch Nutzung des One-way-memory Effekts war vielversprechend,

da dies dem Verlauf der physiologischen, sekundären Knochenheilung am ehesten

entspricht (GLATT et al. 2012; EPARI et al. 2013). Während Claes et al. eine späte

Dynamisierung für vorteilhaft halten (CLAES et al. 2011), ist für viele andere Arbeits-

gruppen die mechanische Stimulation in der frühen Phase der Knochenheilung ent-

scheidend (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; KLEIN et al. 2003; SCHELL et al.

2005; JAGODZINSKI u. KRETTEK 2007). Daher wurde eine Platte entwickelt, die in

den frühen Phasen eine niedrigere Steifigkeit aufweist und dadurch mehr axiale

Mikrobewegungen zulässt, denen in der Literatur positiver Einfluss auf die Fraktur-

heilung zugeschrieben wird (GOODSHIP u. KENWRIGHT 1985; CLAES et al. 2000;

AUGAT et al. 2003; PAPAKOSTIDIS et al. 2011) und in den späteren Phasen eine

rigidere Fixierung bieten kann. Um dies weiter zu fördern, ist für den Menschen eine

Diskussion

77

frühzeitige geringe Teilbelastung des operierten Beines sinnvoll, die diese axialen

Mikrobewegungen fördert. In der Tiermedizin ist meist eine volle Belastung schon

aus Gründen der Praktikabilität üblich. Anders als Glatt et al., die durch die inverse

Dynamisierung eine deutliche Beschleunigung der Knochenheilung feststellen konn-

ten (GLATT et al. 2012), sind bei unserem Versuch allerdings keine signifikanten

Unterschiede zwischen den Gruppen, auf Grund der kleinen Gruppengrößen festzu-

stellen. Vielversprechend zeigte sich die Induktionsgruppe bei der Vier-Punkt-

Biegung mit einem geringeren Abfall der Maximalkraft bis zur Frakturierung zwischen

operierter und intakter Tibia. Es gibt also Hinweise auf einen positiven Einfluss der

inversen Dynamisierung, aber eine tatsächliche Beurteilung des Einflusses ist nicht

möglich. Was wir durch die vorliegende Studie überdies zeigen konnten ist, dass die

kontaktfreie, elektromagnetische Induktion eines Implantats aus der Formgedächtnis-

legierung Nitinol im Großtiermodell machbar ist und gut von den Tieren vertragen

wird. Dies bestätigt nicht nur die Machbarkeit der Methodik in der Tiermedizin

(MÜLLER et al. 2015), sondern mit hoher Wahrscheinlichkeit auch die Umsetzbarkeit

in der Humanmedizin. Es wäre der erste praktikable Ansatz eine transkutane

Dynamisierung der Osteosynthese ohne eine erneute Operation zu ermöglichen.

Im Rahmen dieses Tierversuchs war zu der Induktion eine zweite Narkose not-

wendig, um Bewegungen der Tiere, die das Ergebnis verfälschen könnten zu

vermeiden. Außerdem war sie vorgeschrieben, da die Induktion durch die entstehen-

de Wärme und Spannung sehr wahrscheinlich mit Schmerzen einhergeht. Durch die

kurze Zeitdauer sollte die Induktion in der Praxis aber unter Gabe von Analgetika

bzw. einer Lokalanästhesie ohne eine erneute Vollnarkose beim Menschen möglich

sein. Es ist zu bedenken ob die im Implantat entstehende Wärme auf das um-

liegende Gewebe ausstrahlt und hier zu Nekrosen oder Entzündungen führt. Dies

konnte aber in einem Versuch unserer Arbeitsgruppe an Ratten widerlegt werden

(MÜLLER et al. 2010). Keine Anzeichen auf Entzündung oder Nekrose wurden bei

Temperaturen bis 60 ˚C nachgewiesen. Bei der vorliegenden Studie wurden nur

Temperaturen von maximal 45 ˚C im Bereich der Temperatursonde erreicht. In den

Vorversuchen konnte an Wärmebildaufnahmen außerdem gezeigt werden, dass nur

Diskussion

78

das Implantat diese Temperatur erreicht, da das Metall die Wärme schneller leitet als

das umliegende Gewebe (PFEIFER et al. 2013; MÜLLER et al. 2015).

5.5 Diskussion der Biokompatibilität

In der orthopädischen Forschung kommt dem Gebiet der Biokompatibilität von neuen

Implantatmaterialien eine große Bedeutung zu. Bei dieser Arbeit ist sie insbesondere

wichtig, da das von uns gewählte Material Nitinol zu einem großen Teil aus Nickel

besteht. Nickel ist hoch toxisch, genotoxisch und bekannt dafür Kontaktallergien aus-

zulösen (ASSAD et al. 1998; DENKHAUS u. SALNIKOW 2002). Dies gilt insbeson-

dere für hohe Dosierungen. Kleinen Mengen Nickel sind wir täglich ausgesetzt, da

sie überall in der Umwelt vorkommen und es ist fraglich, ob auch diese schädlich für

den Organismus sind (DENKHAUS u. SALNIKOW 2002). Der zweite Hauptbestand-

teil unserer Implantate ist Titan. Dieses Material ist bekannt für seine hohe Bio-

kompatibilität, Korrosionsbeständigkeit und die Abwesenheit von allergischen

Reaktionen (POHLER 2000). Dies kommt unter anderem durch den Film von

Titaniumoxid, der sich bei Kontakt mit Sauerstoff bildet und das Titan vor Korrosion

schützt (POHLER 2000). Dennoch wird von seltenen Fällen allergischer Reaktionen

auf Titanimplantate berichtet, ebenso wie von Hypersensitivitätsreaktionen auf jedes

weitere kommerziell erhältliche Implantatmaterial insbesondere aus Cobalt-Chrom

und Edelstahl (HALLAB et al. 2001). Speziell Edelstahl, das einen Anteil von Nickel

von bis zu 35% aufweist, kann in seltenen Fällen Allergien hervorrufen

(GAWKRODGER 1993). Hinzu kommt, dass jedes Metall, das in den Organismus

eingebracht wird einer Korrosion unterliegt (HALLAB et al. 2001). Ein gewisses

Risiko besteht also immer und ein Allergietest vor dem Einbringen eines Implantates

wäre sinnvoll (HALLAB et al. 2001). Welche Eigenschaften sich beim Nitinol hinsicht-

lich seiner Biokompatibilität zeigen, ist von großer Bedeutung seit dem Beginn seiner

medizinischen Anwendungen in den 1970er Jahren (KAUFFMAN u. MAYO 1997).

Zahlreiche Studien bestätigen Nitinol eine gute Korrosionsresistenz (CASTLEMAN et

al. 1976; RYHÄNEN et al. 1997), eine gute Biokompatibilität auf zellulärer Ebene

(WEVER et al. 1997; RYHÄNEN et al. 1998; KAPANEN et al. 2001) und auf

Diskussion

79

genetischer Ebene (WEVER et al. 1997; ASSAD et al. 1998). Auch in unserer Ar-

beitsgruppe konnten gute Ergebnisse hinsichtlich der Biokompatibilität unserer

Nitinol-Implantate verzeichnet werden (MÜLLER et al. 2014; 2015). Trotz der zahl-

reichen positiven Ergebnisse gibt es widersprüchliche Ergebnisse in Bezug auf das

Anwachsen von Nitinolimplantaten im Knochen. Berger-Gorbet et al. fanden, dass

Nitinol-Schrauben schlechteren Knochenkontakt entwickelten, als andere Schrauben

und führten das auf einen möglicherweise zytotoxischen Effekt zurück (BERGER-

GORBET et al. 1998). Auch bei einer Studie von Takeshita et al. zeigten

intramedulläre Nitinol-Implantate bedeutend weniger Knochenkontakt als Titan-

Implantat. Die Arbeitsgruppe führte dies auf den enthaltenen Nickel zurück

(TAKESHITA et al. 1997). Darüber hinaus fanden aber beide Arbeitsgruppen keine

weiteren Anzeichen für eine schlechtere Biokompatibilität als bei ihren kommerziellen

Vergleichsmaterialien. Da unser Implantat nicht in den Knochen eingebracht wurde,

sondern im Knochen mit kommerziellen Schrauben aus Edelstahl verankert wurde,

haben diese speziellen Funde keine besondere Relevanz für unseren Versuch.

Allerdings könnten diese Ergebnisse Hinweise auf freiwerdende Ionen sein. Sollte

dies bei den verwendeten Implantaten der Fall sein, könnte im darunter liegenden

Knochen vielleicht die Knochenneubildung gehemmt werden. Bei den µ-

tomographischen Auswertungen zeigte sich hierauf kein Hinweis, es war Kallus-

bildung auch im Umkreis des Implantats zu finden. Eine abschließende Beurteilung

ist ohne eine histologische Untersuchung aber nicht möglich. Unsere Beobachtungen

finden sich in Ergebnissen in der Literatur wieder. Ayers et al. konnten ein gutes

Einwachsen von Knochen in Nitinol-Implantate zeigen (AYERS et al. 1999). Fraglich

ist natürlich noch welchen Langzeiteffekt Nitinol-Implantate auf den Organismus

haben, aber die erfolgreiche Verwendung seit vielen Jahren ist vielversprechend

(DUERIG et al. 1999; EL FENINAT et al. 2002; MACHADO et al. 2003; NIINOMI et

al. 2012).

Ein wichtiges Merkmal für die Biokompatibilität bei in vivo Versuchen ist die klinische

Verträglichkeit. Diese konnte im vorliegenden Projekt anhand der klinischen Unter-

suchungen, dem Schmerzscore und der Belastung der operierten Gliedmaße gut

Diskussion

80

bewertet werden. Es waren im Verlauf des Versuches keine Entzündungszeichen

wie Schwellung, Schmerz oder Wärme im Bereich der Implantate zu finden.

Allerdings war dies während der ersten drei Wochen auf Grund des Casts nur sehr

eingeschränkt zu beurteilen. Keines der Tiere zeigte Anzeichen für eine allergische

Reaktion über den gesamten Zeitraum. Insgesamt kann die klinische Verträglichkeit

unserer Implantate als gut bewertet werden. Die makroskopische Untersuchung der

Implantate und ihrer Umgebung bei der Entnahme der operierten Tibia zeigte eben-

falls keine Anzeichen für Entzündungen im umliegenden Weichteilgewebe, welches

das Implantat vollständig umwachsen hatte. Die fortgeschrittene Knochenheilung bei

allen Tieren spricht ebenfalls für eine gute Biokompatibilität.

5.6 Fazit

Durch die vorliegende klinische Studie konnte gezeigt werden, dass die kontaktfreie

elektromagnetische Induktion eines Nitinol - Implantats im Großtiermodell und eine

damit einhergehende Erhöhung der Steifigkeit ohne eine erneute Operation möglich

ist. Einige Einschränkungen müssen bei der Studie allerdings beachtet werden.

Durch die Mängel im Design bei Implantat 1 wurden fünf Tiere auf Grund von

Implantatversagen vorzeitig euthanasiert. Durch eine tiefe Ulzeration im Bereich der

Platte schied ein weiteres Tier vorzeitig aus. So konnten nicht wie ursprünglich

geplant zwei Gruppen von je sieben Tieren miteinander verglichen werden. Bei

Implantat 1 blieb jeweils ein Tier pro Gruppe. Da dieses Implantatdesign aber durch

die anschließende Überarbeitung hinfällig wurde, wurden diese beiden Tiere nicht in

die weiteren Auswertungen mit einbezogen. Bei Implantat 2 wurden dann eine

dauerhaft rigide und eine dauerhaft flexible Fixierung mit der inversen Dynamisierung

verglichen, sodass die sechs verbliebenen Schafe in drei Gruppen mit jeweils zwei

Tieren eingeteilt wurden. Bei allen Schafen war eine vorangeschrittene Knochen-

heilung festzustellen. Auf Grund der geringen Gruppengrößen konnte allerdings

keine Aussage über den Einfluss der Induktion bzw. der inversen Dynamisierung auf

die Knochenheilung getroffen werden. Vielversprechende Hinweise fanden sich in

den Lahmheitsscores, die eine schnellere Abnahme der Werte bei der Induktions-

Diskussion

81

gruppe im Anschluss an die Induktion zeigten, als bei den anderen beiden Gruppen.

Ebenso könnte auch die geringste prozentuale Abnahme des Maximalwertes bei der

biomechanischen Testung ein Hinweis auf den Einfluss der Induktion gewesen sein.

Signifikante Ergebnisse diesbezüglich ließen sich allerdings nicht finden. Das ver-

wendete Material Nitinol ist zwar teuer (EL FENINAT et al. 2002; PFEIFER et al.

2010), zeichnete sich bei unseren Versuchen aber durch seine Funktionalität und

eine gute Biokompatibilität aus. Sollten bei der weiteren Verwendung Bedenken be-

züglich der Korrosionseigenschaften und der Biokompatibilität bestehen, könnten

Oberflächenbehandlungen die Lösung sein um diese weiter zu verbessern

(STAROSVETSKY u. GOTMAN 2001; BANSIDDHI et al. 2008). Weitere Forschung

mit größeren Tierzahlen ist notwendig um den Einfluss der elektromagnetischen In-

duktion und der resultierenden inversen Dynamisierung auf die Knochenheilung be-

werten zu können. Der ideale Zeitpunkt für die inverse Dynamisierung bleibt eben-

falls noch unbekannt. Auch hier besteht weiter Forschungsbedarf. Mit der ent-

wickelten Methodik wurde hierfür die Grundlage gebildet.

Zusammenfassung

82

6 Zusammenfassung

Inken Determann (2016): Beeinflussung der Knochenheilung durch Implantate

mit variabler Steifigkeit auf Basis von Formgedächtnislegierungen: Untersu-

chung der Steifigkeitsänderung und deren Auswirkung auf die Frakturheilung

durch kontaktfreie elektromagnetische Induktion im Schafsmodell.

Die Knochenheilung ist ein komplexer Prozess bei der unter anderem eine adäquate

mechanische Stimulation von großer Bedeutung ist. Sie beeinflusst die Qualität und

Quantität des Kallusgewebes. Kleine interfragmentäre Bewegungen stimulieren die

Kallusbildung, während zu große Beweglichkeit zu verzögerter Heilung oder Bildung

einer Pseudarthrose führen kann. Eine inverse Dynamisierung der Osteosynthese-

platte könnte die Knochenheilung verbessern. Durch eine niedrige Steifigkeit und

daraus resultierende mechanische Stimulation in den frühen Phasen der Fraktur-

heilung könnte die Kallusbildung gefördert und durch eine rigidere Fixierung im

Anschluss die Mineralisierung des Kallus erleichtet werden. Implantate aus der

Formgedächtnislegierung Nitinol könnten eine solche inverse Dynamisierung im Ver-

lauf der Frakturheilung nichtinvasiv durch kontaktfreie elektromagnetische Induktion

ermöglichen.

Zu diesem Zweck wurde ein Implantat mit einem mittig liegenden Funktionsbereich

entwickelt (angelehnt an eine 9-Loch LCP), der durch die Induktion nicht nur die

Form, sondern auch die Steifigkeit ändern kann.

In der vorliegenden Arbeit sollten anhand einer klinischen Studie die Funktionalität

und klinische Verträglichkeit der Implantate und der elektromagnetischen Induktion

im Großtiermodell untersucht werden sowie die Auswirkungen der resultierenden

Steifigkeitsänderung auf die Knochenheilung. Zu diesem Zweck wurde bei 14

Schafen der Rasse Schwarzköpfiges Fleischschaf eine Tibiaosteotomie in Narkose

durchgeführt und die Knochen mit einem Nitinol-Implantat fixiert. Zum Schutz

erhielten die Tiere zusätzlich einen Cast über die ersten drei Wochen und ein Tier-

rettungsnetz verhinderte in den ersten vier Wochen zusätzlich die Belastung der

Fraktur durch Scherkräfte beim Aufstehen und Hinlegen der Tiere. Nach drei

Zusammenfassung

83

Wochen wurde bei einem Teil der Tiere die kontaktfreie elektromagnetische

Induktion in erneuter Narkose vorgenommen. Nach acht Wochen wurden die Tiere

euthanasiert und die Tibiae zur weiteren Untersuchung entnommen. Bei einem

ersten Implantatdesign kam es zu einer frühzeitigen Euthanasie auf Grund einer

tiefen Ulzeration im Bereich der Platte und fünf weiteren auf Grund von

Implantatversagen. Nach einer Überarbeitung des Designs verlief der weitere

Versuch problemlos. Die Auswertung des Versuches erfolgte über die tägliche

Erhebung eines Schmerzscores durch klinische Allgemein- und Lahmheits-

untersuchungen der Tiere sowie die µ-tomographische Auswertung des Kallus

hinsichtlich Volumen, Dichte und Mineralisierung und die biomechanische Testung

mittels Vier-Punkt-Biegung der operierten und der intakten Tibia im Vergleich.

Bei allen Tieren kam es zu einer Knochenheilung. Es fanden sich keine signifikanten

Unterschiede hinsichtlich des Schmerzscores im Verlauf des Versuches. Allerdings

konnte bei der Induktionsgruppe eine schnellere Abnahme des Lahmheitsgrades im

Anschluss an die Induktion beobachtet werden.

Bei den µ-computertomographischen Untersuchungen waren ebenfalls keine

signifikanten Unterschiede zwischen den Gruppen zu finden. Auch bei der bio-

mechanischen Testung gab es keine signifikanten Unterschiede zwischen dem

Gruppen, wobei die prozentuale Abnahme der Maximalkraft bis zur Frakturierung

zwischen intakter und operierter Tibia bei der Induktionsgruppe mit 70 % unter der

der anderen Gruppen mit 76 % und 78 % lag. Die Steifigkeit der operierten Tibia war

unabhängig von den zu testenden Einflüssen um 38 %, 37 % und 30 % geringer, als

die der intakten Tibia.

Auf Grund der kleinen Gruppengrößen konnte der Einfluss der inversen

Dynamisierung auf die Knochenheilung nicht beurteilt werden. Es konnte jedoch die

Funktionalität und klinische Verträglichkeit der kontaktfreien elektromagnetischen

Induktion und der damit einhergehenden Steifigkeitserhöhung einer steifigkeitsvari-

ablen Plattenosteosynthese gezeigt und so eine wesentliche Grundlage für weitere

Versuche geschaffen werden.

Summary

84

7 Summary

Inken Determann (2016): The influence of shape memory alloy plates with vari-

able stiffness on bone healing: A study to evaluate the change in stiffness

through contactless electromagnetic induction and its influence on fracture

healing in a sheep tibia osteotomy model.

Bone healing is a complex process. Amongst other things an adequate bio-

mechanical stimulation can be crucial, because it influences quality and quantity of

the callus tissue. Small interfragmentary movements stimulate callus formation,

whereas too much flexibility can cause delayed union or even nonunion. An inverse

dynamization of the fracture fixation plate could enhance callus formation through low

stiffness and therefore mechanical stimulation through micro movements in the early

phases of fracture healing and facilitate callus mineralisation through a more rigid

fixation later on. A Nickel-Titanium Shape Memory Alloy Plate (NiTi) could provide a

non-invasive opportunity for inverse dynamization through contactless electro-

magnetic induction. A plate with a central functional area was developed for this

purpose which can not only alter its shape but also its stiffness.

In this clinical trial we intended to evaluate the functionality and compatibility of the

implants, the electromagnetic induction and the impact of the emerging change of

stiffness on the bone healing in a sheep model. On this account we osteotomized the

right tibia of 14 sheep of the race Schwarzköpfiges Fleischschaf under general

anaesthesia and provided the fractures with the NiTi-Plate. For safety reasons the

sheep were also provided with a cast during the first three weeks and a sling

suspension system helped avoiding shear forces through lying down or getting up of

the animals during the first four weeks. Three weeks after surgery some the animals

underwent electromagnetic induction of the implant again under general anaesthesia.

After eight weeks all animals were euthanized and both tibiae of each animal were

harvested for further analysis. Early euthanasia was necessary in one sheep

because of deep ulceration and in five sheep because of implant failure of the first

implant design. After a revision of the implant design no more problems occurred.

Summary

85

The study was assessed by scoring the pain of the sheep through examination of

general condition and lameness, as well as µ-CT evaluation of callus volume, density

and mineralisation and biomechanical testing via four-point-bending of the osteo-

tomized and the intact tibia in comparison.

Bone healing progressed in all animals. No significant differences were found

between the groups concerning the pain score in the course of the trial. Slightly faster

decrease in the degree of lameness was seen in the induction group during the first

two weeks following induction. No significant differences either were found in

between the groups in the µ-tomographic examinations. Biomechanical testing also

showed no significant differences in between the groups, whereat the percentage

decrease of the maximum force used until the failure of the bone was lower in the

induction group (70 % to 76 % and 78 %). All groups still showed a clear percentage

decrease in bone stiffness between the intact and the operated tibia (38 %, 37 % and

30 %)

The influence of the inverse dynamization on bone healing could not be evaluated

due to the small group sizes. However the feasibility and the clinical compatibility of

the implants, the contactless electromagnetic induction and the accompanying in-

crease in stiffness of the implant could be shown in this trial and an important base

for further trials could be established.

Literaturverzeichnis

86

8 Literaturverzeichnis

AI-AQL, Z.S., A.S. ALAGL, D.T. GROVES, L.C. GERSTENFELD, T.A. EINHORN (2008): Molecular mechanisms controlling bone formation during fracture healing and distraction osteogenesis. J. dent. res. 87, Nr. 2, 107–118

ALONSO, J., W. GEISSLER, J.L. HUGHES (1989): External fixation of femoral fractures. Indications and limitations. Clin. orthop. relat. res. 241, 83–88

ASSAD, M., L.H. YAHIA, C.H. RIVARD, N. LEMIEUX (1998): In vitro biocompatibility assessment of a nickel-titanium alloy using electron microscopy in situ end-labeling (EM-ISEL). J. biomed. mater. res. 41, 154–161

AUER, J.A., A. GOODSHIP, S. ARNOCZKY, S. PEARCE, J. PRICE, L. CLAES, B. VON RECHENBERG, M. HOFMANN-AMTENBRINCK, E.SCHNEIDER, R. MÜLLER-TERPITZ, F. THIELE, K.-P. RIPPE, D.W. GRAINGER (2007): Refining animal models in fracture research: seeking consensus in optimising both animal welfare and scientific validity for appropriate biomedical use. BMC musculoskel. dis. 8, Nr. 1, 1-13

AUGAT, P., J. MERK, H.K. GENANT, L. CLAES (1997): Quantitative Assessment of Experimental Fracture Repair by Peripheral Computed Tomography. Calcif. Tissue Int. 60, Nr. 2, 194–199

AUGAT, P., J. BURGER, S. SCHORLEMMER, T. HENKE, M. PERAUS, L. CLAES (2003): Shear movement at the fracture site delays healing in a diaphyseal fracture model J. orthop. res. 21, Nr. 6, 1011–1017.

AYERS, R.A., S.J. SIMSKE, T.A. BATEMAN, A. PETKUS, R.L.C. SACHDEVA, V.E. GYUNTER (1999): Effect of nitinol implant porosity on cranial bone ingrowth and apposition after 6 weeks. J. biomed. mater. res. 45, Nr. 1, 42-45

BANSIDDHI, A., T.D. SARGEANT, S.I. STUPP, D.C. DUNAND (2008): Porous NiTi for bone implants: a review. Acta biomater. 4, Nr. 4, 773–782

BARNES, G.L., P.J. KOSTENUIK, L.C. GERSTENFELD, T.A. EINHORN (1999): Growth factor regulation of fracture repair. J. bone miner. res. 14, Nr. 11, 1805–1815


87

BAUMGAERTEL, F., M. BUHL, u. B.A. RAHN (1998): Fracture healing in biological plate osteosynthesis. Injury 29, Suppl 3, 3-6

BEHRENS, F., u. SEARLS, K. (1986): External fixation of the tibia. Basic concepts and prospective evaluation. J. Bone Joint Surg. Br. 68-B(2), 246–254

BERGER-GORBET, M., B. BROXUP, C. RIVARD, L.H. YAHIA (1998): Biocompatibility testing of NiTi screws using immunohistochemistry on sections containing metallic implants. J. biomed. mater. res. 32, 243–248

BHANDARI, M., G.H. GUYATT, M.F. SWIONTKOWSKI, P. TORNETTA, S. SPRAGUE, E.H. SCHEMITSCH (2002): A Lack of Consensus in the Assessment of Fracture Healing Among Orthopardic Surgeons. J. orthop. trauma 16, Nr.8, 562–566

BHANDARI, M., P. TORNETTA, S. SPRAGUE, S. NAJIBI, B. PETRISOR, L. GIFFITH, G.H. GUYATT (2003): Predictors of Reoperation Following Operative Management of Fractures of the Tibial Shaft. J. orthop. trauma 17, Nr. 5, 353–361

BHANDARI, M., G.H. GUYATT, P. TORNETTA, E.H. SCHEMITSCH, M. SWIONTKOWSKI, D. SANDERS, S.D. WALTER (2008): Randomized trial of reamed and unreamed intramedullary nailing of tibial shaft fractures. J. bone joint surg. Am. 90, Nr. 12, 2567–2578

BLOKHUIS, T.J., J.H.D. DE BRUINE, J.A.M. BRAMER, F.C. DEN BOER, F.C. BAKKER, P. PATKA, H.J.TH.M. HAARMAN, R.A. MANILOV (2001): The reliability of plain radiography in experimental fracture healing. Skeletal Radiol. 30, Nr. 3, 151–156

DEN BOER, F.C., P. PATKA, F.C. BAKKER, B.W. WIPPERMANN, A. VAN LINGEN, Q.M. VINK, K. BOSHUIZEN, H.J.TH.M. HAARMAN (1999): New segmental long bone defect model in sheep: quantitative analysis of healing with dual energy x-ray absorptiometry. J. orthop. res. 17, Nr. 5, 654–660

BONG, M.R., K.J. KOVAL & K.A. EGOL (2006): The history of intramedullary nailing. Bull. hosp. jt. dis. 64, Nr. 3-4, 94–97


88

BOS, R.R., F.R. ROZEMA, G. BOERING, A.J. NIJENHUIS, A.J. PENNINGS, A.B. VERWEY, P. NIEUWENHUIS, H.W. JANSEN (1991): Degradation of and tissue reaction to biodegradable poly(L-lactide) for use as internal fixation of fractures: a study in rats. Biomater. 12, Nr. 1, 32–36

BÖSTMAN, O., u. H. PIHLAJAMÄKI (2000): Clinical biocompatibility of biodegradable orthopaedic implants for internal fixation: a review. Biomater. 21, Nr. 24, 2615–2621

BOTTLANG, M., J. DOORNINK, D.C. FITZPATRICK, S.M. MADEY (2009): Far Cortical Locking Can Reduce Stiffness of Locked Plating Constructs While Retaining Construct Strength. J. Bone Joint Surg. Am. 91, Nr. 8, 1985–1994

BOTTLANG, M., M. LESSER, J. KOERBER, J. DOORNINK, B. VON RECHENBERG, P. AUGAT, D.C. FITZPATRICK, S.M. MADEY, J.L. MARSH (2010): Far Cortical Locking Can Improve Healing of Fractures Stabilized with Locking Plates. J. Bone Joint Surg. Am. 92, Nr. 7, 1652-1660

CALORI, G.M., W. ALBISETTI, A. AGUS, S. IORI, L. TAGLIABUE (2007): Risk factors contributing to fracture non-unions. Injury 38, 11-18

CARANO, R.A., u. E.H. FILVAROFF (2003): Angiogenesis and bone repair. Drug Discov. Today 8, Nr. 21, 980–989

CASTLEMAN, L.S., S.M. MOTZKIN, F.P. ALICANDRI, V.L. BONAWIT (1976): Biocompatibility of nitinol alloy as an implant material. J. biomed.l mater. res. 10, Nr. 5, 695–731

CHAO, E.Y.S, u. INOUE, N. (2003): Biophysical stimulation of bone fracture repair, regeneration and remodelling. Eur. Cell Mater. 6, 72–85

CHEAL, E.J., K.A. MANSMANN, A.M. DIGIOIA, W.C. HAYES, S.M. PERREN (1991): Role of interfragmentary strain in fracture healing: ovine model of a healing osteotomy. J. orthop. res. 9, Nr. 1, 131-142

CHEN, Y.-J., T. WURTZ, C.-J. WANG, Y.-R. KUO, K.D. YANG, H.-C. HUANG, F.-S. WANG (2004): Recruitment of mesenchymal stem cells and expression of TGF-beta 1 and VEGF in the early stage of shock wave-promoted bone regeneration of segmental defect in rats. J. orthop. res. 22, Nr. 3, 526–534


89

CHO, T.-J., L.C. GERSTENFELD, u. T.A. EINHORN (2002): Differential temporal expression of members of the transforming growth factor beta superfamily during murine fracture healing. J. bone miner. res. 17, Nr. 3, 513–520

CLAES, L., H.-J. WILKE, P. AUGAT, S. RÜBENACKER, K. J. MARGEVICIUS, (1995): Effect of dynamization on gap healing of diaphyseal fractures under external fixation. Clin. biomech. 10, Nr. 5, 227–234.

CLAES, L., G. SUGER, H.-J. WILKE (1997): Influence of size and stability of the osteotomy gap on the success of fracture healing. J. orthop. res. 15, Nr. 4, 577–584

CLAES, L., C.A. HEIGELE, C. NEIDLINGER-WILKE, D. KASPAR, W. SEIDL, K.J. MARGEVICIUS, P. AUGAT (1998): Effects of Mechanical Factors on the Fracture Healing Process. Clin. Orthop. Relat. Res. 355, 132–147

CLAES, L., S. WOLF, u. P. AUGAT (2000): Mechanische Einflüsse auf die Callusheilung. Der Chirurg 71, Nr. 9, 989–994

CLAES, L., K. ECKERT-HÜBNER, u. P. AUGAT (2003): The fracture gap size influences the local vascularization and tissue differentiation in callus healing. Langenbecks arch. surg. 388, Nr. 5, 316–322

CLAES, L., P. AUGAT, S. SCHORLEMMER, C. KONRADS, A. IGNATIUS, C. EHRNTHALLER (2008): Temporary distraction and compression of a diaphyseal osteotomy accelerates bone healing. J. orthop. res. 26, Nr. 6, 772–777

CLAES, L., R. BLAKYTNY, M. GÖCKELMANN, M. SCHOEN, A. IGNATIUS, B. WILLIE (2009): Early dynamization by reduced fixation stiffness does not improve fracture healing in a rat femoral osteotomy model. J. orthop. res. 27, Nr. 1, 22–27

CLAES, L., R. BLAKYTNY, J. BESSE, C. BAUSEWEIN, A. IGNATIUS, B. WILLIE, (2011). Late dynamization by reduced fixation stiffness enhances fracture healing in a rat femoral osteotomy model. J. orthop. trauma 25, Nr. 3, 169–174.

CLAES, L., S. RECKNAGEL & A. IGNATIUS (2012): Fracture healing under healthy and inflammatory conditions. Nat. rev. Rheumatol. 8, Nr. 3, 133–143


90

DEANGELIS, M.P. (1975): Causes of delayed union and nonunion of fractures. Vet. clin. North Am. 5, Nr. 2, 251–258

DECKER, S., J. REIFENRATH, M. OMAR, C. KRETTEK, C.W. MÜLLER (2014): Non-osteotomy and osteotomy large animal fracture models in orthopedic trauma research. Orthop. rev. 6, Nr. 4, 168-174

DECKER, S., M. KRÄMER, A.-K. MARTEN, R. PFEIFER, V. WESLING, C. NEUENABER, C. HURSCHLER, C. KRETTEK, C.W. MÜLLER (2015): A nickel-titanium shape memory alloy plate for contactless inverse dynamization after internal fixation in a sheep tibia fracture model - a pilot study. Technol. Health Care 23, Nr.4, 463–474

DENKHAUS, E., u. K. SALNIKOW (2002): Nickel essentiality, toxicity, and carcinogenicity. Crit. rev. oncol. hematol. 42, Nr.1, 35–56.

DIMITRIOU, R., E. TSIRIDIS, u. P.V. GIANNOUDIS (2005): Current concepts of molecular aspects of bone healing. Injury, 36, Nr. 12, 1392–1404

DUERIG, T., A. PELTON, u. D. STÖCKEL (1999): An overview of nitinol medical applications. Mater. Sci. Eng. A 273-275, 149–160

DUMONT, C., F. KAUER, S. BOHR, U. SCHMIDTMANN, W. KNOPP, T. ENGELHARDT, E.K. STÜRMER, K.M. STÜRMER (2009): Long-term effects of saw osteotomy versus random fracturing on bone healing and remodeling in a sheep tibia model. J. orthop. res. 27, Nr. 5, 680–686

EGOL, K.A., E.N. KUBIAK, E. FULKESOR, F.J. KUMMER, K.J. KOVAL (2004): Biomechanics of locked plates and screws. J. orthop. trauma, 18, Nr. 8, 488–493.

EINHORN, T.A. (1998): The cell and molecular biology of fracture healing. Clin. orthop. relat. res. 355, 7–21

EINHORN, T.A. (2005). The science of fracture healing. J. orthop. trauma 19, Nr. 10, 4–6.

EL FENINAT, F., G. LAROCHE, M. FISET, D. MANTOVANI (2002): Shape Memory Materials for Biomedical Applications. Adv. Eng. Mater. 4, Nr. 3, 91–104


91

EPARI, D.R., J.-P. KASSI, H. SCHELL, G.N. DUDA (2007): Timely fracture-healing requires optimization of axial fixation stability. J. bone joint surg. Am. 89, Nr. 7, 1575–1585

EPARI, D.R., T. WEHNER, A. IGNATIUS, M.A. SCHUETZ, L.E. CLAES (2013): A case for optimising fracture healing through inverse dynamization. Med. hypotheses, 81, Nr. 2, 225–227

EWERBECK, V., A. WENTZENSEN, P.A. GRÜTZNER, F. HOLZ, K.-L. KRÄMER (2014): Standardverfahren in der operativen Orthopädie und Unfallchirurgie 4. Aufl. Verlag Thieme, Stuttgart

FRIGG, R. (2003): Development of the Locking Compression Plate. Injury, 34, Nr. 2, B6–10

FRÖLKE, J.P.M., u. P. PATKA (2007). Definition and classification of fracture non-unions. Injury 38, 19-22

GANTER, M., T. HIEPE, u. H. BEHRENS (2001)

Lehrbuch der Schafkrankheiten

4. Aufl., Verlag Blackwell Wisschenschaftsverlag, Berlin

GARDNER, M.J., M.C.H. VAN DER MEULEN, D. DEMETRAKOPOULOS, T.M. WRIGHT, E.R. MYERS, M.P. BOSTROM (2006): In vivo cyclic axial compression affects bone healing in the mouse tibia. J. orthop. res. 24, Nr. 8, 1679–1686

GARDNER, T.N., u. S. MISHRA (2003): The biomechanical environment of a bone fracture and its influence upon the morphology of healing. Med. Eng. Phys. 25, Nr. 6, 455–464

GASTON, M.S., u. A.H.R.W. SIMPSON (2007): Inhibition of fracture healing. J. bone joint surg. Brit. 89, Nr. 12, 1553–1560

GAUTIER, E., u. S.M.,PERREN (1992): [Limited Contact Dynamic Compression Plate (LC-DCP)-biomechanical research as basis to new plate design]. 21, Nr. 1, 11–23

GAWKRODGER, D.J. (1993): Nickel sensitivity and the implantation of orthopaedic prostheses. Contact Dermatitis 28, Nr. 5, 257–259


92

GEORGIADIS, G.M., G.J. MINSTER, u. B.R. MOED (1990): Effects of Dynamization After Interlocking Tibial Nailing: An Experimental Study in Dogs. J. orthop. trauma 4, Nr.3, 323–330

GERSTENFELD, L.C., D.M. CULLINANE, G.L. BARNES, D.T. GRAVES, T.A. EINHORN (2003): Fracture healing as a post-natal developmental process: molecular, spatial, and temporal aspects of its regulation. J. cell. biochem. 88, Nr. 5, 873–884

GIOTAKIS, N., u. B. NARAYAN (2007): Stability with unilateral external fixation in the tibia. Strat. traum. limb recon. 2, Nr. 1, 13–20.

GLATT, V., M. MILLER, A. IVKOVIC, F. LIV, N. PARRY, D. GRIFFIN, M. VRAHAS, C. EVANS (2012): Improved healing of large segmental defects in the rat femur by reverse dynamization in the presence of bone morphogenetic protein-2. J. bone joint surg. Am. 94, Nr. 22, 2063–2073

GOODSHIP, A., u. J. KENWRIGHT (1985): The influence of induced micromovement upon the healing of experimental tibial fractures. J. bone joint surg. Br. 67, Nr. B4, 650–655

GRIGORYAN, M., J.A. LYNCH, A.L. FIERLINGER, A. GUERMAZI, B. FAN, D.B. MACLEAN, A. MACLEAN, H.K. GENANT (2003): Quantitative and qualitative assessment of closed fracture healing using computed tomography and conventional radiography. Acad. Radiol. 10, Nr. 11, 1267–1273

HALLAB, N., K. MERRITT, u. J.J. JACOBS (2001): Metal Sensitivity in Patients with Orthopaedic Implants. J. bone joint surg. Am. 83, Nr. 3, 428-436

HAMMER, R.R.R., S. HAMMERBY, u. B.LINDHOLM (1985): Accuracy of Radiologic Assessment of Tibial Shaft Fracture Union in Humans. Clin. orthop. relat. r. 199, 233-238

HARASEN, G., (2003): Common long bone fractures in small animal practice - Part 1. Can. vet. j. 44, Nr. 4, 333–334

HENKE, J., J. HABERSTROH, M. SAGER, K. BECKER, E. EBERSPÄCHER, A. BERGADANO, D. ZAHNER, M. ARRAS (2015). Schmerztherapie bei Versuchstieren


93

HOFMANN, G.O. (1995): Biodegradable implants in traumatology: a review on the state-of-the-art. Arch. orthop. trauma surg. 114, Nr. 3, 123–132

HÖNTZSCH, D., u. S. WELLER (1996): [External fixation of bones (fixateur externe) in fracture treatment]. Versicherungsmedizin / herausgegeben von Verband der Lebensversicherungs-Unternehmen e.V. und Verband der Privaten Krankenversicherung e.V, 48, Nr. 3, 96–100

JACKSON, L.C., u. P.D. PACCHIANA (2004): Common complications of fracture repair. Clin. tech. small an. prac. 19, Nr. 3, 168–179.

JAGODZINSKI, M., u. C. KRETTEK (2007): Effect of mechanical stability on fracture healing - an update. Injury, 38, Nr. 1, 3–10

KACZMAREK, M., J. MARCINIAK, J. SZEWCZENKO, A. ZIEBOWICZ (2005): Plate stabilizers in elastic osteosynthesis. International Scientific Conference on Contemporary Achievments in Mechanics, Manufacturing and Materials Science.

KANCZLER, J.M., u. R.O.C. OREFFO (2008): Osteogenesis and Angionesis: The potential for engineering bone. Eur. Cell. Mater. 15, 100–114

KAPANEN, A., J. RYHÄNEN, A. DANILOV, J. TUUKKANEN (2001): Effect of nickel-titanium shape memory metal alloy on bone formation. Biomater. 22, Nr. 18, 2475–2480

KAUFFMAN, G.B., u. I. MAYO (1997): The Story of Nitinol: The Serendipitous Discovery of the Memory Metal and Its Applications. The Chemical Educator, 2, Nr. 2,.1–21

KENWRIGHT, J., u. A.E. GOODSHIP (1989): Controlled Mechanical Stimulation in the Treatment of Tibial Fractures. Clin. orthop. u. relat. r., 241, 36–47.

KLEIN, P., H. SCHELL, F. STREITPARTH, M. HELLER, J.-P. KASSI, F. KANDZIORA, H. BRAGULLA, N.P. HAAS, G.N. DUDA (2003): The initial phase of fracture healing is specifically sensitive to mechanical conditions. J. orthop. res. 21, Nr. 4, 662–669


94

KORNMAYER, M., K. FAILING, u. U. MATIS (2014): Long-term prognosis of metacarpal and metatarsal fractures in dogs: A retrospective analysis of medical histories in 100 re-evaluated patients. Vet. comp. orthop.traumatol. 27, 45–53

KORVER, D.R., J.L. SAUNDERS-BLADES, u. K.L. NADEAU (2004): Assessing bone mineral density in vivo: quantitative computed tomography. Poultry Sci. 83, Nr. 2, 222–229.

KÖNIG, H. E., u. H.-G. LIEBICH (2005):

Anatomie der Haussäugetiere.

Aufl. 2, Verlag Schattenauer GmbH, Stuttgart

KÖSTLER, W., P. STROHM, u. N.P. SÜDKAMP (2005): Entwicklung und aktueller Stand winkelstabiler Plattensysteme. Trauma Berufskrankh. 7, Nr. 1, 5–9

KOWALSKI, M.J., E.H. SCHEMITSCH, R.M. HARRINGTON, J.R. CHAPMAN, M.F. SWIONTKOWSKI (1996): A comparative biomechanical evaluation of a noncontacting plate and currently used devices for tibial fixation. J. trauma 40, Nr. 1, 5–9

KRÄMER, M., R. PFEIFER, C.W. MÜLLER, V. WESLING, C. HURSCHLER (2013): Stiffness Properties of a Shape-Changing Implant for Fracture Fixation: A Pre-liminary Study. Biomed. Tech. 58, Nr. 1

KRAMER, M. (2004):

Kompendium der Allgemeinen Veterinärchirurgie

1. Aufl., Verlag Schlütersche Verlagsgesellschaft mbH & Co. KG, Hannover

KRETTEK, C., J. RUDOLF, P. SCHANDELMAIER, P. GUY, B. KÖNEMANN, H. TSCHERNE (1996): Unreamed intramedullary nailing of femoral shaft fractures: operative technique and early clinical experience with the standard locking option. Injury 27, Nr. 4, 233–254

KUBIAK, E.N., E. FULKERSON, E. STRAUSS, K.A. EGOL (2006): The Evolution of Locked Plates. J. bone joint surg. Am. 88, Nr.4, 189-200

LÅFTMAN, P., O.S. NILSSON, O. BRASJÖ, L. STRÖMBERG (1989): Stress shielding by rigid fixation studied in osteotomized rabbit tibiae. Acta orthop. Scand. 60, Nr. 6, 718–722


95

LARSSON, S., W. KIM, V.L. CAJA, E.L. EGGER, N. INOUE, E.Y.S. CHAO (2001): Effect of Early Axial Dynamization on Tibial Bone Healing: A Study in Dogs. Clin. orthop.relat. res. 388, 240–251

LEE, F.Y., Y.W. CHOI, F.F. BEHRENS, D.O. DEFOUW, T.A. EINHORN (1998): Programmed removal of chondrocytes during endochondral fracture healing. J. orthop. res. 16, Nr. 1, 144–150

LIENAU, J., H. SCHELL, G.N. DUDA, P. SEEBECK, S. MUCHOW, H.J. BAIL (2005): Initial vascularization and tissue differentiation are influenced by fixation stability. J. orthop. res. 23, Nr. 3, 639–645

LINK, T.M., J.C. LIN, D. NEWITT, N. MEIER, S. WALDT, S. MAJUMDAR (1998): Computergestützte Strukturanalyse des trabekulären Knochens in der Osteoporosediagnostik. Radiologe, 38, 853–859

LITTENBERG, B., L.P. WEINSTEIN, M. MCCARREN, T. MEAD, M.F. SWIONTKOWSKI, S.A. RUDICEL, D. HECK (1998): Closed fractures of the tibial shaft. A meta-analysis of three methods of treatment. J. bone joint surg. Am. 80, Nr. 2, 174–183

LIVANI, B., u. W.D. BELANGERO (2004): Bridging plate osteosynthesis of humeral shaft fractures. Injury 35, Nr. 6, 587–595

LÜLLMANN-RAUCH, R. (2012): Taschenlehrbuch Histologie 3. Aufl., Verlag Thieme, Stuttgart

MACHADO, L.G., M.A. SAVI, u. R. DE JANEIRO (2003): Medical applications of shape memory alloys., Braz. j. med. biol. res. 36, Nr. 6, 683-691

MALIZOS, K.N., A.A. PAPACHRISTOS, V.E. PROTOPAPPAS, D.I. FOTIADIS, (2006): Transosseous application of low-intensity ultrasound for the enhancement and monitoring of fracture healing process in a sheep osteotomy model. Bone, 38, Nr. 4, 530–539

MARSELL, R., u. T. A. EINHORN (2011): The biology of fracture healing. Injury 42, Nr. 6, 551–555

MARTINI, L., FINI, M., GIAVARESI, G., GIARDINO, R., (2001). Sheep Model in Orthopedic Research: A Literature Review. Comparative Medicine, 51(4), pp.292–299.


96

MATTHEWS, S.J.E., V.S. NIKOLAOU, u. P. V. GIANNOUDIS (2008): Innovations in osteosynthesis and fracture care. Injury, 39, Nr. 8, 827–838

MCCARTNEY, W.T. u. B.J. MACDONALD (2006): Incidence of Non-Union in Long Bone Fractures in 233 Cats. Intern. j. appl. res. vet. med. 4, Nr. 3, 209–212

MCKIBBIN, B. (1978): The biology of fracture healing in long bones. J. bone joint surg. Brit. 60-B, 150–162.

MEINERS, J., U. GERLACH, S. MÄGERLEIN, C. JÜRGENS, M. FASCHINGBAUER, (2009): Pseudarthrosen. Der Chirurg 80, Nr. 10, 979–986

MOGHADDAM, A., C. ELLESER, B. BIGLARI, A. WENTZENSEN, G. ZIMMERMANN (2010): Clinical application of BMP 7 in long bone non-unions. Arch. orthop. trauma surg. 130, Nr. 1, 71–76

MORGAN, E.F., Z.D. MASON, K.B. CHIEN, A.J. PFEIFFER, G.L. BARNES, T.A. EINHORN, L.C. GERSTENFELD (2009): Micro-computed tomography assessment of fracture healing: relationships among callus structure, composition, and mechanical function Bone, 44, Nr. 2, 335–344

MÜLLER, C.W., R. PFEIFER, T. EL-KASHEF, C. HURSCHLER, D. HERZOG, M. OSZWALD, C. HAASPER, C. KRETTEK, T. GÖSLING (2010): Electromagnetic Induction Heating of an Orthopaedic Nickel – Titanium Shape Memory Device. J. orthop. res. 1671–1676

MÜLLER, C.W., T. EL-KASHEF, R. PFEIFER, S. DECKER, C. NEUENABER, K. MEIER, M. FEHR, V. WESLING, T. GÖSLING, C. HURSCHLER (2014). Transcutaneous electromagnetic induction heating of an intramedullary nickel-titanium shape memory implant. Intern. orthop. 38, Nr. 12, 2551–2557

MÜLLER, C.W., R. PFEIFER, K. MEIER, S. DECKER, J. REIFENRATH, T. GÖSLING, V. WESLING, C. KRETTEK, C. HURSCHLER, M. KRÄMER (2015): A Novel Shape Memory Plate Osteosynthesis for Noninvasive Modulation of Fixation Stiffness in a Rabbit Tibia Osteotomy Model. BioMed res. intern .2015, 1-8

NAVARRO, M., A. MICHIARDI, O. CASTANO, J.A. PLANELL (2008): Biomaterials in orthopaedics. J. R. Soc. Interface 5, Nr. 27, 1137–1158.


97

NIINOMI, M., M. NAKAI, u. J. HIEDA (2012): Development of new metallic alloys for biomedical applications. Acta biomater. 8, Nr. 11,3888–3903

NOLTE, D.M., J. V. FUSCO, & M.E. PETERSON (2005): Incidence of and predisposing factors for nonunion of fractures involving the appendicular skeleton in cats: 18 cases (1998-2002). J. am. vet. med. assoc. 226, Nr. 1, 77–82

NUNAMAKER, D.M. (1998): Experimental models of fracture repair. Clin. orthop. relat. res. 355, 56–65

OLENDER, G., R. PFEIFER, C.W. MÜLLER, T. GÖSLING, S. BARCIKOWSKI, C. HURSCHLER (2011): A preliminary study of bending stiffness alteration in shape changing nitinol plates for fracture fixation. Ann. biomed. eng. 39, Nr. 5, 1546–1554

OMEROVIC, D., F. LAZOVIC, u. A. HADZIMEHMEDAGIC (2015): Static or dynamic intramedullary nailing of femur and tibia. Med. arh. 69, Nr. 2, 110–113

OTTO, K. (2001)

Schmerztherapie bei Klein-, Heim- und Versuchstieren,

2. Aufl., Verlag Blackwell/Parey Wissenschaftsverlag, Berlin

PANAGIOTIS, M. (2005): Classification of non-union. Injury 36S, 30-37

PANJABI, M.M., S.D. WALTER, M. KARVDA, A.A. WHITE, J.D. LAWSON (1985): Correlations of radiographic analysis of healing fractures with strength: a statistical analysis of experimental osteotomies. J. orthop. res. 3, Nr. 2, 212–218

PAPAKOSTIDIS, C., I. PSYLLAKIS, D. VARDAKAS, A. GRESTAS, P.V. GIANNOUDIS (2011): Femoral-shaft fractures and nonunions treated with intramedullary nails: the role of dynamisation. Injury 42, Nr. 11, 1353–1361

PARK, S.H., K. O'CONNOR, R. SUNG, H. MCKELLOP, S. AUGUSO (1999): Comparison of healing process in open osteotomy model and closed fracture model. J. orthop. trauma 13, Nr. 2. 114–120

PEREIRA, M.C., M.L. PEREIRA, u. J.P. SOUSA (1998): Evaluation of nickel toxicity on liver, spleen, and kidney of mice after administration of high-dose metal iom. J. biomed. mater. res. 40–47


98

PERREN, S.M. (2002): Evolution of the internal fixation of long bone fractures. The scientific basis of biological internal fixation: choosing a new balance between stability and biology. J. bone joint surg. Brit. 84, Nr. 8, 1093–1110

PETER, C.P., W.O. COOK, D.M. NUNAMAKER, M.T. PROVOST, J.G. SEEDOR, G.A. RODAN (1996): Effect of alendronate on fracture healing and bone remodeling in dogs. J. orthop. res. 14, Nr. 1, 74–79

PFEIFER, R., D. HERZOG, M. HUSTEDT, S. BARCIKOWSKI (2010): Pulsed Nd:YAG laser cutting of NiTi shape memory alloys—Influence of process parameters. J. Mater. Proc. Tech. 210, Nr. 14, 1918–1925

PFEIFER, R., C.W. MÜLLER, C. HURSCHLER, S. KAIERLE, V. WESLING, H. HAFERKAMP (2013): Adaptable Orthopedic Shape Memory Implants. Procedia CIRP, 5, 253–258

PFEIFER, R., M. HUSTEDT, V. WESLING, C. HURSCHLER, G. OLENDER, M. MACH, T. GÖSLING, C.W. MÜLLER (2013): Noninvasive induction implant heating: An approach for contactless altering of mechanical properties of shape memory implants. Med. Eng. Phys. 35, Nr. 1, 54–62

PHILLIPS, I.R. (1979): A survey of bone fractures in the dog and cat. J. small anim. pract. 20, Nr. 11, 661–674

POHLER, O.E.M. (2000): Unalloyed titanium for implants in bone surgery. Injury, 31, D7–D13

REYNDERS, P., u. P.L. BROOS (2000): Healing of closed femoral shaft fractures treated with the AO unreamed femoral nail. A comparative study with the AO reamed femoral nail. Injury, 31, Nr. 5, 367–371

ROBELLO, G.T., u. D.N. ARON (1992): Delayed and nonunion fractures. Semin vet. med. surg. 7, Nr. 1, 98–104

RODRIGUEZ-MERCHAN, E.C., u. F. FORRIOL (2004): Nonunion: General Principles and Experimental Data. Clin. orthop. relat. res. 419, 4-12

RUNKEL, M., u. P.M. ROMMENS (2000): Pseudarthrosen. Unfallchirurg, 103, Nr. 1, .51–63


99

RUSSELL, S.M. (2009): Design Considerations for Nitinol Bone Staples. J. Mater. Eng. Perform. 18, Nr. 5-6. 831–835

RÜTER, A. (2004): Unfallchirurgie 2. Aufl., Verlag Urban & Fischer, München

RYHÄNEN, J., E. NIEMI, W. SERLO, E. NIEMELA, P. SANDVIK, H., PERNU, T. SALO (1997): Biocompatibility of nickel-titanium shape memory metal and its corrosion behavior in human cell cultures. J. biomed. mater. res. 35, Nr. 4, 451–457

RYHÄNEN, J. M. KALLIOINEN, J. TUUKKANEN, J. JUNILA, E. NIEMELÄ, P. SANDVIK, W. SERLO (1998): In vivo biocompatibility evaluation of nickel-titanium shape memory metal alloy: muscle and perineural tissue responses and encapsule membrane thickness. J. biomed. mater. res. 41, Nr. 3, 481–488

RYHÄNEN, J., M. KALLIOINEN, W. SERLO, P. PERÄMÄKI, J. JUNILA, P. SANDVIK, E. NIEMELÄ, J. TUUKKANEN (1999): Bone healing and mineralization, implant corrosion, and trace metals after nickel-titanium shape memory metal intramedullary fixation. J. biomed. mater. res. 47, Nr. 4, 472–480

SATHIYAKUMAR, V., R.V. THAKORE, R.C. IHEJIRIKA, W.T. OBREMSKEY, M.K. SETHI (2014): Distal tibia fractures and medial plating: factors influencing re-operation. Intern. orthop. 38, Nr. 7, 1483–1488

SCHELL, H., D.R. EPARI, J.P. KASSI, H. BRAGULLA, H.J. BAIL, G.N. DUDA (2005): The course of bone healing is influenced by the initial shear fixation stability. J. orthop. res. 23, Nr. 5, 1022–1028

SCHELL, H., M.S. THOMPSON, H.J. BAIL, J.-E. HOFFMANN, A. SCHILL, G.N. DUDA, J. LIENAU (2008): Mechanical induction of critically delayed bone healing in sheep: radiological and biomechanical results. J. biomech. 41, Nr. 14, 3066–3072

SCHMIDHAMMER, R., S. ZANDIEH, R. MITTERMAYR, L.E. PELINKA, M. LEIXNERING, R. HOPF, A. KROEPFL, H. REDL (2006): Assessment of Bone Union/Nonunion in an Experimental Model Using Microcomputed Technology. J. trauma 61, Nr. 1, 199–205


100

SCHNARKOWSKI, P., J. RÉDEI, C.G. PETERFY, W. WEIDENMAIER, W., MUTSCHLER, M., ARAND, M.F. REISER (1995): Tibial Shaft Fractures: Assessment of Fracture Healing with Computed Tomography. J. comput. assist. tomogr. 19, Nr.5, 777–781

SHABALOVSKAYA, S. (2002): Surface, corrosion and biocompatibility aspects of Nitinol as an implant material. Biomed. mater. eng. 12, Nr. 1, 69-109

SHEFELBINE, S.J., U. SIMON, L. CLAES, A. GOLD, Y. GABET, I. BAB, R. MÜLLER, P. AUGAT (2005): Prediction of fracture callus mechanical properties using micro-CT images and voxel-based finite element analysis. Bone, 36, Nr. 3, 480–488

SONDEREGGER, J., K.R. GROB, u. M.S. KUSTER (2010): Dynamic plate osteosynthesis for fracture stabilization: how to do it. Orthop. rev. 2, 10-13

STAROSVETSKY, D. u. I. GOTMAN (2001): Corrosion behavior of titanium nitride coated Ni–Ti shape memory surgical alloy. Biomater. 22, Nr. 13, 1853–1859

STOFFEL, K., K. KLAUE, u. S.M. PERREN (2000): Functional load of plates in fracture fixation in vivo and its correlate in bone healing. Injury 31, 37–86

STRÖMBERG, L. u. N. DALÉN (1978): Atrophy of cortical bone caused by rigid internal fixation plates. An experimental study in the dog. Acta orthop. scand. 49, Nr. 5, 448–456

SUMNER-SMITH, G. (1991): Delayed unions and nonunions. Diagnosis, pathophysiology, and treatment. Vet. clin. north am. 21, Nr. 4, 745–760

TAKESHITA, F., H. TAKATA, Y. AYUKAWA, T. SUETSUGU (1997): Histomorphometric analysis of the response of rat tibiae to shape memory alloy (nitinol). Biomater. 18, Nr. 1, 21–25

TARNIŢĂ, D., D.N. TARNIŢĂ, N. BÎZDOACĂ, I. MÎNDRILĂ, M. VASILESCU (2009): Properties and medical applications of shape memory alloys.

Rom. j. morphol. embryol. 50, Nr. 1, 15–21

TERJESEN, T., A. NORDBY, u. V. ARNULF (1985): Bone atrophy after plate fixation. Computed tomography of femoral shaft fractures. Acta orthop. scand. 56, Nr. 5, 416–418


101

TRAPP, O.M. u. V. BÜHREN (2008): Winkelstabile Marknagelosteosynthese für proximale Humerusfrakturen. Trauma Berufskrankh. 10, Nr. S1, 32–38

TSIRIDIS, E., N. UPADHYAY u. P. GIANNOUDIS (2007): Molecular aspects of fracture healing: which are the important molecules? Injury, 38, Nr. 1, 11–25

UHTHOFF, H.K., P. POITRAS, u. D.S. BACKMAN (2006) Internal plate fixation of fractures: short history and recent developments. J. orthop. sci. 11, Nr. 2, 118–126

VIATEAU, V., G. GUILLEMIN, V. BOUSSON, K. OUDINA, D. HANNOUCHE, L. SEDEL, D. LOGEART-AVRAMOGLOU, H. PETITE (2007): Long-bone critical-size defects treated with tissue-engineered grafts: a study on sheep. J. orthop. res. Nr. 6, 741–749

WALSH, W.R., P. SHERMAN, C.R. HOWLETT, D.H. SONNABEND, M.G. EHRLICH (1997). Fracture Healing in a Rat Osteopenia Model. Clin. orthop. relat. res. 342, 218–277

WELKE, B., C. HURSCHLER, M. FÖLLER, M. SCHWARZE, T. CALLIESS (2013): Stiffness and ultimate load of osseointegrated prosthesis fixations in the upper and lower extremity. Biomed. eng. online, 12, 1-13

WELLER, S. (1998). Die biologische Osteosynthese. Langenbecks Arch. Chir. 2, 61-65

WEVER, D.J., A.G. VELDHUIZEN, M.M. SANDERS, J.M. SCHAKENRAAD, J.R. VAN HORN (1997): Cytotoxic, allergic and genotoxic activity of a nickel-titanium alloy. Biomater. 18, Nr. 16, 1115–1120.

ZAHN, K., R. FREI, D. WUNDERLER, B. LINKE, K. SCHWIEGER, B. GUERGUIEV, O. POHLER, U. MATIS (2008): Mechanical properties of 18 different AO bone plates and the clamp-rod internal fixation system tested on a gap model construct. Vet. comp. orthop. traumatol. 21, 185–193.

ZIMMERMANN, G., U. MÜLLER, C. LÖFFLER, A. WENTZENSEN, A. MOGHADDAM (2007): Therapieerfolg bei atrophen Tibiaschaftpseudarthrosen - Bone Morphogenetic Protein 7 (BMP 7) versus autologe Spongiosaplastik. Unfallchirurg 110, Nr. 11, 931–938

Anhang

102

9 Anhang

9.1 Abbildungsverzeichnis

Abbildung Bezeichnung Seite

Abb. 1: Graphische Darstellung der Einflussfaktoren auf die Knochenheilung

7

Abb. 2 Schematische Darstellung des Knochenaufbaus 11

Abb. 3: Schematische Darstellung des Oneway-Memory-Effekts 30

Abb. 4: Implantat 1; A: gerade; B: gebogen 31

Abb. 5: Implantat 2; A: gerade; B: gebogen 32

Abb. 6: A: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Draufsicht; B: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Seitenansicht

32

Abb. 7: Lagerung Schaf 35

Abb. 8: A: Anpassen der Platte; B: Vorbohren Loch 5 35

Abb. 9: Übersicht über die Bohrlöcher anhand des Implantats 36 36

Abb. 10: Distalisieren der Platte 36

Abb. 11: Osteotomie 37

Abb. 12: Platte in situ 37

Abb. 13: A: Polsterung für den Cast; B: Cast 38

Abb. 14: A: Schaf im Stand; B: Schaf in Ruhe 40

Abb. 15: A: Die Induktion; B: Temperaturverteilung im Implantat

43

Abb. 16: Graphische Darstellung des Temperaturverlaufs der induzierten Schafe

43

Abb. 17: A: Röntgenkontrolle prä induktionem; B: Röntgenkontrolle post induktionem

44

Abb. 18 Konturierung des dichten Kallus 46

Abb. 19: Micro-CT Aufnahme einer Schaftibia 47

Abb. 20: A: 858 Mini Bionix; B: eingespannter Knochen vor der 4-Punkt-Biegung

48

Abb. 21: A: Platte nach Entnahme post mortem; B: gebrochene Platte post mortem

51

Abb. 22: Durchschnittlicher Schmerzscore aller Tiere pro Behandlungstag 53

Abb. 23: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe I1 54

Abb. 24: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe K1 54

Abb. 25: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe G2 55

Abb. 26: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe I2 55

Abb. 27: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe K2 55 55

Abb. 28: Verlauf des Lahmheitsscores der Gruppen G2, I2 und K2 56

Abb. 29: A: Röntgenkontrolle Tag 1 intra operationem; B: Röntgenkontrolle Tag 22; intra induktionem; C: Röntgenkontrolle Tag 29; D: Röntgenkontrolle Tag 57 im Vergleich zur kontralateralen Seite; E: Röntgenkontrolle vor Abbruch, Implantatversagen; F: Röntgenkontrolle vor Abbruch, oberste Lamelle angebrochen

57/58

Abb. 30: Graphische Darstellung des Kallusvolumen (TV) der Gruppen G2, I2, K2

60

Abb. 31: Graphische Darstellung des Volumens des mineralisierten Kallus 60

Anhang

103

bei Gruppe G2, I2, K2

Abb. 32: Graphische Darstellung des Anteils des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen der Gruppen G2, I2, K2

61

Abb. 33: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Gewebes (TMD) der Gruppen G2, I2, K2

62

Abb. 34: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Knochens der Gruppen G2, I2, K2

62

Abb. 35: Graphische Darstellung des Knochenmineralgehaltes bei den Gruppen G2, I2, K2

63

Abb. 36: A: Balkendiagramm des Maximalwertes der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme des Maximalwertes der Gruppen G2, I2, K2

64

Abb. 37: A: Balkendiagramm der Steifigkeit der intakten und frakturierten Tibiae der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme der Steifigkeit der Gruppen G2, I2, K2

65

9.2 Tabellenverzeichnis

Tabelle Bezeichnung Seite

Tab. 1: Übersicht über die verwendeten Gerätschaften und Programme 26

Tab. 2: Übersicht über die verwendeten Medikamente 27

Tab. 3: Übersicht über die verwendeten Verbrauchsmaterialien ....................................................... 27 27

Tab. 4: Gruppe I1 39

Tab. 5: Gruppe K1 39

Tab. 6: Gruppe I2 39

Tab. 7: Gruppe K2 39

Tab. 8: Gruppe G2 39

Tab. 9: Numerische Schmerzbeurteilungstabelle für Schafe nach orthopädischen Eingriffen

41

Tab. 10: Übersicht über Tag, Grund und Besonderheiten der Euthanasie der einzelnen Schafe

52

Tab. 11: Übersicht über die ermittelten Micro-CT Parameter .............................................................. 59 59

Tab. 12: Übersicht über die Mittelwerte der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2

64

Erklärung

104

10 Erklärung

Erklärung nach § 6 Abs. 2 Nr.7

Hiermit erkläre ich, dass ich die Dissertation Beeinflussung der Knochenheilung

durch Implantate mit variabler Steifigkeit auf Basis von Formgedächtnislegie-

rungen: Untersuchung der Steifigkeitsänderung und deren Auswirkung auf die

Frakturheilung durch kontaktfreie elektromagnetische Induktion im Schafs-

modell selbständig verfasst habe.

Bei der Anfertigung wurden keine Hilfen Dritter in Anspruch genommen.

Ich habe keine entgeltliche Hilfe von Vermittlungs- bzw. Beratungsdiensten (Promo-

tionsberater oder anderer Personen) in Anspruch genommen. Niemand hat von mir

unmittelbar oder mittelbar entgeltliche Leistungen für Arbeiten erhalten, die im Zu-

sammenhang mit dem Inhalt der vorgelegten Dissertation stehen.

Ich habe die Dissertation an der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover (Klinik

für Kleintiere) und der medizinischen Hochschule Hannover angefertigt.

Diese Dissertation wurde bisher nicht für eine Prüfung oder Promotion oder für einen

ähnlichen Zweck zur Beurteilung eingereicht.

Ich versichere, dass ich die vorstehenden Angaben nach bestem Wissen vollständig

und der Wahrheit entsprechend gemacht habe.

(Inken Determann)

Danksagungen

105

11 Danksagungen

Größte Dankbarkeit gilt meiner Familie ohne deren moralische und finanzielle Unter-

stützung diese Dissertation wohl nie fertig geworden wäre.

Ein großer Dank gilt auch dem Team „Schafe“, das mich mit großer Geduld unter-

stützt und an das Projekt und das Thema herangeführt hat. Vielen Dank, dass auch

die interdisziplinäre Zusammenarbeit so gut funktioniert hat.

Ein besonderes Dankeschön geht hier an Dr. Sebastian Decker, der mit viel Humor

und noch viel mehr Korrekturvorschlägen versucht hat, das Beste aus mir und mei-

ner Dissertation herauszuholen.

Ein weiteres großes Dankeschön geht an meinen Freund Christian, der mir nicht nur

geholfen hat tolle 3D Bilder der Platten zu erstellen, sondern mich auch immer unter-

stützt hat.

Last but not least ein herzliches Danke an das Großtier-Team vom ZTL, die mir im-

mer wieder unter die Arme gegriffen haben, insbesondere an Jens Hoffmann und Dr.

med. vet. Silke Glage.

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