Vergleich zwischen winkelstabiler und nicht winkelstabiler ... · Entsprechend der Fragmente...

Aus dem

Berufsgenossenschaftlichen Unfallkrankenhaus Hamburg

Ärztlicher Direktor: Prof. Dr. Ch. Jürgens

und der

Klinik für Unfallchirurgie der Universität zu Lübeck

Direktor: Prof. Dr. Ch. Jürgens

Vergleich zwischen winkelstabiler und

nicht winkelstabiler Plattenosteosynthese am proximalen

Humerus – eine biomechanische Studie

Inauguraldissertation

zur Erlangung der Doktorwürde

der Universität zu Lübeck

-Aus der Medizinischen Fakultät -

vorgelegt von

Julia Triebe

aus Duderstadt

Lübeck 2006

1. Berichterstatter/ Berichterstatterin: Priv.- Doz. Dr. med. Klaus Seide

2. Berichterstatter/ Berichterstatterin: Priv.- Doz. Dr. med. Wolfgang Eichler

Tag der mündlichen Prüfung: 28.01.2008

Zum Druck genehmigt. Lübeck, den 28.01.2008

gez. Prof. Dr. med. Werner Solbach

-Dekan der Medizinischen Fakultät-

In Dankbarkeit

meinen Eltern

gewidmet,

die mir auf meinem bisherigen

Lebensweg mit ihrer liebevollen Unterstützung

immer hilfreich zur Seite standen.

1

Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung ..................................................................................................................... 3

2 Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität......... 5

3 Material und Methode ................................................................................................ 11

3.1 Präparate .............................................................................................................. 11

3.1.1 Probenaufbereitung...................................................................................... 11

3.1.2 Knochendichtemessung............................................................................... 12

3.2 Implantate ............................................................................................................ 13

3.2.1 Winkelstabile Implantate............................................................................. 13

3.2.2 Nicht winkelstabile Implantate.................................................................... 14

3.3 Versuchsaufbau ................................................................................................... 14

3.3.1 Implantatmontage ........................................................................................ 14

3.3.2 Testaufbau für die statische Testung ........................................................... 16

3.3.3 Testaufbau für die dynamische Testung...................................................... 18

3.4 Versuchsprotokoll und Auswertung .................................................................... 21

3.4.1 Statische Testung......................................................................................... 21

3.4.2 Dynamische Testung ................................................................................... 22

3.4.3 Statistische Analyse..................................................................................... 23

4 Ergebnisse................................................................................................................... 24

4.1 Statische Testungen ............................................................................................. 24

4.1.1 Steifigkeit .................................................................................................... 24

4.1.2 Versagen ...................................................................................................... 26

4.1.3 Versagensmechanismus............................................................................... 28

4.1.4 Einfluss der Knochendichte......................................................................... 32

4.2 Dynamische Testungen........................................................................................ 34

4.2.1 Dauerfestigkeit / Lastwechsel...................................................................... 34

4.2.2 Plastische Deformation................................................................................ 36

4.2.3 Versagensmechanismus............................................................................... 37

4.2.4 Einfluss der Knochendichte......................................................................... 39

5 Diskussion .................................................................................................................. 41

6 Zusammenfassung ...................................................................................................... 46

7 Literaturverzeichnis .................................................................................................... 48

Inhaltsverzeichnis

2

8 Danksagung ................................................................................................................ 53

9 Lebenslauf .................................................................................................................. 54

Inhaltsverzeichnis

3

1 Einleitung

Frakturen des proximalen Humerus gehören zu den häufigsten Knochenbrüchen und

zählen neben distalen Radiusfrakturen und hüftgelenksnahen Frakturen zu den typischen

Verletzungen des älteren Menschen.

Als begünstigender Faktor tritt vor allem die Osteoporose in den Vordergrund, wobei

Frauen doppelt so häufig betroffen sind wie Männer. Mit dem Alter nimmt die

Knochensubstanz ab, so dass bei älteren Menschen ein Sturz auf die ausgestreckte Hand,

ein sogenanntes Minimaltrauma, für eine proximale Humerusfraktur ausreichend sein

kann. Bei jüngeren Patienten ist aufgrund der besseren Knochenqualität dagegen ein

schwerer Verletzungsmechanismus mit höherer Energie erforderlich (Habermeyer, 2002).

Therapeutisch ist insbesondere eine rasche Übungsstabilität anzustreben, um

Folgeschäden, wie z.B. Einschränkungen des Bewegungsausmaßes zu vermeiden. Der

Großteil der proximalen Humerusfrakturen wird konservativ frühfunktionell therapiert.

Operativ hat sich bei komplizierten Brüchen neben dem minimalinvasiven Verfahren mit

Kirschner-Drähten und Zuggurtungen in der Vergangenheit die konventionelle

Plattenosteosynthese häufig als nützlich erwiesen. Allerdings war ein Folgeversagen

besonders bei osteoporotischer Knochensubstanz nicht selten, weshalb die

Übungsbehandlung trotz Operation oft zurückhaltend zu erfolgen hatte.

Erste Erfolg versprechende klinische Ergebnisse mit einem winkelstabilen System am

proximalen Humerus wurden von Wurm et al. beschrieben (Wurm et al., 1999). Es zeigte

sich, dass sich winkelstabile Konstruktionen besonders auch in problematischen Fällen mit

verringerter Knochenqualität durch Inaktivitäts- oder Altersosteoporose bewährten (Wurm

et. al., 1999). In der Regel konnte die frühe postoperative Übungsstabilität erreicht werden.

Durch die kleinere Dimensionierung der winkelstabilen Platten und einen

minimalinvasiven Zugang ergab sich zusätzlich eine geringere operative

Gewebeschädigung. Weitere klinische Studien mit winkelstabilen Implantaten ergaben

ebenfalls gute klinische Resultate und kamen zu der Schussfolgerung, dass die

winkelstabile Plattenosteosynthese bei Humeruskopffrakturen eine neue Dimension der

1. Einleitung

4

Frakturstabilisierung darstellt (Lungershausen et. al., 2003, Hente et. al., 2004, Lill et. al.,

2004).

Bei der vorliegenden Arbeit handelt es sich um eine biomechanische In-vitro-Studie an

humanen Knochenpräparaten.

Es wird die Hypothese untersucht, dass ein winkelstabiler Plattenfixateur interne eine

höhere Stabilität gewährleistet, als eine nicht winkelstabile Plattenosteosynthese mit

gleicher Platten- und Schraubengeometrie. Die Prüfungen sollten sowohl unter statischen

als auch unter dynamischen Belastungsbedingungen erfolgen.

2. Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität

5

Abb. 1: Hauptfragmente der Humeruskopffraktur nach Codman (Abbildung aus

Habermeyer, 2002)

2 Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität

4-5 % aller Frakturen des Menschen sind Oberarmfrakturen. Die Inzidenz der proximalen

Oberarmfrakturen in der Gesamtbevölkerung liegt bei 70/100.000 pro Jahr und steigt bei

Frauen über 70 Jahren auf ca. 400/100.000 pro Jahr an (Ruchholtz u Nast-Kolb, 2003). Im

Durchschnitt sind Frauen doppelt so häufig betroffen wie Männer, wobei die hintere

Luxationsfraktur eine Ausnahme darstellt, da sie überwiegend bei Männern vorkommt

(Habermeyer, 1997).

Codman (1934 zitiert nach Neer,

1970) unterschied erstmalig bei der

Frakturmorphologie vier Fragmente,

diese sind die Kopfkalotte, das

Tuberculum majus und minus

(getrennt durch den Sulcus

intertubercularis) sowie der

Humerusschaft (s. Abb. 1). Die

Kopfkalotte wird vom Collum

anatomicum vom Bereich der

Tubercula getrennt und das Collum

chirurgicum markiert infratubercular

den Übergang zum proximalen

Schaftbereich. Auf diese 4-

Fragmenteinteilung nach Codman gehen alle gängigen Frakturklassifikationen des

Humerus zurück. Am häufigsten heute angewandt ist die Klassifikation von Neer (Neer,

1970). Sie basiert auf der Unterteilung in die vier Fragmente, aber berücksichtigt den

Dislokationsgrad der einzelnen Fragmente. Als Dislokation gilt eine Verschiebung von

mehr als einen Zentimeter bzw. eine Abkippung der Kopfkalotte von mehr als 45°. Die

Prognose ist umso schlechter, je größer der Dislokationsgrad und die Anzahl der

Frakturfragmente ist. Entsprechend der Fragmente spricht man von Zwei-, Drei- oder

Vierfragmentfrakturen. Nach Neer ergibt sich eine Einteilung in sechs Frakturtypen (siehe

Abb. 2).


6

Abb. 2: Frakturklassifikation nach Neer (Abbildung aus Habermeyer, 2002)

Die Klassifikation der AO (Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefragen, Schweiz) teilt

die Frakturen in drei Gruppen A, B, C (extrakapsulär, teilweise intrakapsulär, komplett

intrakapsulär) ein, wobei sie das zunehmende Nekroserisiko berücksichtigt. Insgesamt

unterscheidet dieser Klassifikationstyp 27 morphologisch definierte Untergruppen

unterschiedlichster Fraktursituationen. Aufgrund dieser Vielzahl von Untergruppen gelingt

eine genaue und identische Klassifikation der Fraktur unter verschiedenen Untersuchern

häufig nicht, so dass sie in der Praxis selten verwendet wird.

Eine weitere Klassifikation stellt die Einteilung nach Habermeyer (Habermeyer, 2002) dar.

Sie berücksichtigt die Vierfragment-Klassifikation nach Neer sowie die AO-Empfehlung,

die Höhe des Frakturverlaufs (Collum chirurgicum und Collum anatomicum) für die


7

Beurteilung der Fraktur miteinzubeziehen. Die Klassifikation nach Habermeyer erfolgt

nach der Reposition.

Trotz der Unterschiede der einzelnen Klassifikationen bewerten sie alle die dislozierten 3-

und 4- Fragmentfrakturen als die therapeutisch anspruchsvollsten und prognostisch

ungünstigsten Frakturformen (Ruchholtz, Nast-Kolb, 2003).

Die Höhe des Bruchs, die Anzahl der Fragmente sowie deren Dislokation zählen zu den

Risikofaktoren eine Humeruskopfnekrose zu entwickeln, die prognostisch ungünstig ist.

Ebenso prognostisch entscheidend sind die individuellen Aspekte des Patienten wie zum

Beispiel das Alter und der Osteoporosegrad.

Frakturen vom so genannten niedrigen Neer-Typ und mit einer geringen Dislokation der

Fragmente, sog. Einfragmentfrakturen, können in 60-80 % der Fälle konservativ behandelt

werden. Hierbei erfolgt über 7-10 Tage eine Ruhigstellung im Gilchrist-Verband und

danach eine frühfunktionelle Bewegungstherapie, um einer Schultersteife und

Bewegungseinschränkungen frühzeitig vorzubeugen. Eine operative Therapie wird

notwendig bei dislozierten Fragmenten >1 cm bzw. 45°, bei Mehrfragmentfrakturen, bei

Abrissfrakturen des Tuberculum majus sowie bei nicht mehr durch Reposition zu

behebenden Fehlstellungen.

Bei der chirurgischen Therapie ist es das Ziel, eine anatomische Reposition sowie eine

stabile Fragmentretention für eine frühfunktionelle Nachbehandlung zu erreichen. Bei der

operativen Intervention stehen verschiedene Osteosynthesen zur Verfügung. Im Folgenden

sollen exemplarisch bisherige operative Möglichkeiten bei der proximalen Humerusfraktur

Erwähnung finden.

Kirschner-Drähte perkutan oder auch offen angebracht, werden bei der Zwei-Fragment-

Fraktur eingesetzt. Eine Drahtentfernung sollte aufgrund der Weichteilirritation möglichst

früh erfolgen. Insgesamt führt die Osteosynthese mit Kirschner-Drähten nicht selten zu

unbefriedigenden Ergebnissen, da es häufig zur Lockerung und Wanderung der Drähte

kommt.


8

Zugschrauben werden bei isolierten Frakturen des Tuberculum majus eingesetzt.

Intramedulläre Implantate, wie zum Beispiel verriegelbare Nägel oder Spiralklingen,

werden bei höhergradigen Frakturtypen (3- / 4- Fragmentfrakturen) eingesetzt. Als weitere

Osteosynthesen stehen Zerklagen aus Draht, Großfragmentplatten oder kleiner

dimensionierte Platten zur Verfügung.

Bei alten Menschen mit komplizierten 3- und 4- Fragmentfrakturen, dazu einer

osteoporotischen Knochensubstanz und einem erhöhtem Risiko für eine avaskuläre

Humeruskopfnekrose wird auch die primäre Humeruskopfprothese als Therapie der Wahl

favorisiert (Ruchholtz, Nast-Kolb, 2003).

Erste winkelstabile Systeme wurden für die Wirbelsäule seit ca. 1985 eingesetzt. Für die

Osteosynthese wurden sie Anfang der 90er Jahre erstmals beschrieben (LISS, Pc-Fix,

Druckplattenfixateur). Winkelstabilität bezeichnet eine kraftschlüssige und formschlüssige

Verbindung zwischen einem Kraftträger, wie zum Beispiel einer Osteosyntheseplatte, und

einer Knochenschraube. Die Kontaktflächen beider Teile sind fest und bewegungsfrei

miteinander verbunden.

Abb. 3: Multidirektional winkelstabiles Implantat (Abbildung aus Wenzl, 2002)

Winkelstabile Implantatsysteme sind typischerweise charakterisiert durch ein Gewinde am

Schraubenkopf, welches in ein entsprechendes Gewinde im Schraubenloch eingedreht

wird. Ist dabei ein fester Winkel, z.B. 90° fest vorgegeben, so wird dieses als

unidirektionale Winkelstabilität bezeichnet. Bei der multidirektionalen Winkelstabilität ist

die Position von Knochenschraube und Kraftträger zueinander variabel (s. Abb. 3). Auf

diese Weise besteht eine wesentlich höhere Variabilität der Schraubenpositionierung und

Verblockung im Schraubenloch.


9

In der vorliegenden Arbeit wurde ein Tifix® - System (Fa. LITOS, GmbH, Hamburg)

verwendet, das durch ein Gewinde im Schraubenkopf und eine Lippe im Schraubenloch

gekennzeichnet ist. Es ermöglicht die Umsetzung der oben beschriebenen

multidirektionalen Winkelstabilität. Der Schraubenkopf besteht aus härterem Titanmaterial

als das Plattenloch. Beim Eindrehen der Schraube in das Plattenloch kommt es durch eine

Materialumformung im Plattenloch zur stabilen Verblockung, welche die Winkelstabilität

gewährleistet (Wolter 1999).

Vielversprechende Ergebnisse durch den operativen Einsatz von winkelstabilen

Implantaten bei Problemfrakturen und gestörter Frakturheilung wurden mittlerweile für

nahezu alle Körperregionen in klinischen Studien beschrieben (z.B. Böhmer et al. 1999,

Faschingbauer et al. 1999, Gerlach et al. 1999, Jürgens et al. 1999, Kranz et al. 1999,

Wenzel et al. 1999, Wolter et al. 1999, Wurm et al. 1999). Ein klinisches Beispiel der

Anwendung eines winkelstabilen Implantats am proximalen Humerus zeigt Abb. 4 a-d.


10

Abb. 4a: Proximale Humerusfraktur Abb. 4b: Proximale Humerusfraktur (Neer IV), präoperatives (Neer IV), präoperatives

Röntgenbild a.p. Röntgenbild seitlich

Abb. 4c: Proximale Humerusfraktur Abb. 4d: Proximale Humerusfraktur (Neer IV) nach Versorgung (Neer IV) nach Versorgung

mit einem winkelstabilen mit einem winkelstabilen Implantat (Tifix®) a.p. Implantat (Tifix®) seitlich

3. Material und Methode

11

3 Material und Methode

3.1 Präparate

3.1.1 Probenaufbereitung

Die biomechanischen Testungen erfolgten an insgesamt 12 paarigen humanen

Humeruskopf-Präparaten. Sieben Paare wurden für die statischen Untersuchungen und fünf

Humeruspaare für die dynamischen Versuchsreihen eingesetzt (vgl. Tab. 1).

Knochendichte

(mg/ cm³)

Nummer Geschlecht Alter

(Jahren) linker OA rechter OA

1 m 71 8,9 9,0 2 w 73 5,4 7,7 3 w 63 10,9 14,5 4 w 88 22,3 13,3 5 m 81 23,2 27,8 6 m 78 23,8 22,6

7 w 89 7,0 14,7 8 m 57 8,9 8,4 9 w 74 12,7 19,7 10 w 84 4,2 16,0 11 w 89 7,1 14,6 12 m 76 16,4 16,3

Tab. 1: Daten der Präparate der statischen und dynamischen Versuchsreihen. (Nummer 1-7

für den statischen Versuch; Nummer 8-12 für dynamischen Versuch)

Die Knochenspender waren im Alter von 57-89 Jahren (Mittelwert: 76,92 Jahre)

verstorben. Fünf Präparate stammen von männlichen und sieben Präparate von weiblichen

Verstorbenen.

Von den isolierten Humeruspräparaten wurden die Weichteilstrukturen abpräpariert und

die Knochen bei -20° tiefgefroren. Die biomechanischen Eigenschaften der Präparate


12

werden durch das Tiefgefrieren nicht verändert (Wenzl, 2002), so dass dieser Aspekt nicht

gesondert unter anderem bei der Dichtemessung berücksichtigt werden muss.

3.1.2 Knochendichtemessung

Es folgte die Messung der Knochendichte im Oberarmkopf durch quantitative

Computertomographie (Philips Tomoscan SR 7000). Als Referenzpräparat wurde ein

Messphantom der Firma Mindways (Mindways Software, Inc., Ca, USA) benutzt, das drei

Kammern mit verschiedenen Konzentrationen von Kaliumhydrogenphosphat enthielt (s.

Abb. 5).

Abb. 5: Mindways CT Phantom. Messung der Knochendichte.

Jeweils ein Humeruspaar wurde zusammen mit dem Messphantom gescannt. Als

Messregion wurde eine kreisförmige Fläche im größten Querschnitt des Humeruskopfes

ausgewählt, wobei ausschließlich im spongiösen Bereich gemessen wurde und darauf

geachtet wurde, den kortikalen Bereich auszulassen, aber dabei die Messfläche maximal

groß zu halten.

Es wurden die Hounsfieldeinheiten der Messregion im Humerus sowie der

Hydroxylapatitzylinder im Phantom bestimmt, woraus anschließend die Knochendichte der

Präparate in mg Hydoxylapatit/cm³ errechnet wurde.


13

3.2 Implantate

3.2.1 Winkelstabile Implantate

Als winkelstabile Implantate wurden anatomisch geformte proximale

Humeruskopfsysteme (Tifix®) der Firma LITOS (Hamburg) eingesetzt. Die Tifix-Platten

sind im Bereich des Oberarmkopfes mit drei Schraubenlöchern in dreieckiger Anordnung

und im Bereich des Humerusschaftes in linearer Ausrichtung nach distal verlaufend mit

vier Löchern versehen (s. Abb. 6a + b).

Abb. 6a+b: links: Tifix-System für den Humerus mit multidirektional eingebrachten winkelstabilen Schrauben; rechts: Platten-Schrauben-Verbindung der nicht-winkelstabilen Montage.

Die Platten entsprechen den klinischen Gegebenheiten und gewährleisten eine angeformte

Fixation der Platte direkt am Oberarmknochen.

Die verwendeten 4-Loch-Tifix-Platten bestehen aus Reintitan Grad 1. Die Platten haben

eine Länge von 74 mm sowie eine Materialdicke von 3 mm. Die Montage erfolgte mit zum

System gehörenden winkelstabilen Maxi-Spongiosa-Schrauben mit einem

Außendurchmesser von 6,5 mm und einem Kerndurchmesser von 4,2 mm, welche

entsprechend den Vorschriften des Herstellers mit maximaler manueller Kraft angezogen

wurden. Der Schaft wurde mit zwei Kortikalisschrauben (5,5 mm Außendurchmesser, 4,2

mm Kerndurchmesser) befestigt.


14

3.2.2 Nicht winkelstabile Implantate

Für die nicht-winkelstabile Montage wurden die gleichen Platten des Tifix-Systems

verwendet. Die Stabilisierung erfolgte jedoch mit speziell hergestellten Schrauben ohne

Gewinde am Kopf, die ansonsten aber mit den winkelstabilen Schrauben identisch waren.

Die Schrauben des nicht-winkelstabilen Systems wurden mittels eines

Drehmomentschraubendrehers in den Knochen eingebracht und die für eine feste

Verbindung aufgebrachten Drehmomente notiert. Es wurden Werte zwischen 20 Ncm und

120 Ncm (Median 60 Ncm) erreicht.

3.3 Versuchsaufbau

3.3.1 Implantatmontage

Sowohl die winkelstabilen als auch die nicht-winkelstabilen Platten wurden an der

lateralen Seite des proximalen Humerusknochens angebracht. Am Kopf wurden drei

Schrauben (Spongiosaschrauben, s.o.) parallel zueinander und senkrecht zur Platte

montiert. Die Länge der Schrauben wurde so gewählt, dass der Kontakt mit dem kortikalen

Knochen der gegenüberliegenden Seite gerade vermieden wurde. Ein Zurechtbiegen der

Platte war nicht erforderlich, so dass der Versuch standardisiert durchgeführt werden

konnte. Im Bereich des Humerusschaftes wurden zwei Kortikalisschrauben (s.o.) zur

Befestigung verwendet, die ebenfalls senkrecht zur Platte und parallel zueinander

ausgerichtet waren.

Nach der Montage des winkelstabilen und des nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-

Systems wurde mit einer Säge eine subkapitale Osteotomie durchgeführt, wobei ein

Bruchspalt von 10 mm simuliert wurde (s. Abb. 7).


15

Abb. 7: Transversale subcapitale Osteotomie am humanen Humerusknochen.

Anschließend erfolgte die Durchtrennung des Humerus 8 cm unterhalb der unteren Kante

des Osteotomiespalts (im Bereich des mittleren Drittels des Humerusschaftes) (s. Abb. 8).

Abb. 8: Komplette winkelstabile (oben) und nicht-winkelstabile (unten) Montage für die statischen und dynamischen Versuchsreihen.


16

Diese Versuchsvorbereitungen wurden bei den statischen und den dynamischen Testungen

in gleicher Weise getroffen. Aus hygienischen Gründen und dem längeren Zeitaufwand der

dynamischen Testungen wurden die Präparate für diese Versuche zusätzlich in

durchsichtige Folien gewickelt (s. Abb. 13).

3.3.2 Testaufbau für die statische Testung

Für die statischen Testungen stand die Zwick Materialprüfmaschine 1455 (Zwick GmbH,

Ulm) des Berufsgenossenschaftlichen Unfallkrankenhauses in Hamburg zur Verfügung (s.

Abb. 9). Diese Maschine prüft bis zu 20 kN auf Zug und Druck bei wahlweise steigender,

ruhender oder schwellender Beanspruchung. Der Lastrahmen besteht aus drei horizontalen

Traversen und je zwei senkrechten Säulen und Kugelumlaufspindelantrieb. Die obere

Traverse ist mit den Spindeln und den Säulen fest verbunden. Die untere und die mittlere

Traverse sind in der Höhe verstellbar und können somit individuell auf die gegebenen

Versuchbedingungen eingestellt werden. Dabei läuft die mittlere Traverse auf den Säulen

durch die Spindeln.

Die Maschine stoppt aus Sicherheitsgründen beim Erreichen eines voreingestellten

Endpunktes, zum Beispiel bei einer bestimmten Einspannlänge oder einem Traversenweg,

automatisch ab. Die Traversengeschwindigkeit ist variabel von 0,2 bis 500 mm pro Minute

einstellbar. Die Aufzeichnung des gefahrenen Weges erfolgt über die zur Prüfmaschine

gehörende Software eines angeschlossenen Computers. Die Messergebnisse werden

automatisch über die Software in Form von Diagrammen dargestellt.

Zur Durchführung der Versuchsreihen wurden folgende Voreinstellungen gewählt:

• 5 N Vorkraft (Kraft, bevor die Aufzeichnung der Messdaten beginnt)

• 10 mm/min Anstell-Geschwindigkeit und

• 5 mm/min Prüfgeschwindigkeit, mit der sich die Fahrtraverse bewegt.


17

Abb. 9: Materialprüfmaschine Zwick für die statische Versuchsreihe.

Für die Befestigung des Humerusknochens war eine spezielle Vorrichtung in der

Testmaschine nötig. Das distale Ende des Knochens wurde auf einer Kugel gelagert, der

Oberarmkopf erhielt zur Lagerung eine halbmondförmige Kappe, die dem Durchmesser

des Oberarmkopfes entsprach (s. Abb. 10).


18

Abb. 10: Verankerung des Humerusknochens in die Zwick-Materialprüfmaschine.

Die Versuchspräparate wurden mit einem Vorschub von 5 mm/min ansteigende axiale

Belastung belastet. Die Versuche wurden gestoppt, sobald Abweichungen der Druck-Weg-

Kurven von der Linearität aufgezeichnet wurden.

3.3.3 Testaufbau für die dynamische Testung

Bei der dynamischen Testung wurde wie bei der statischen Belastung die Platten-

Schrauben-Konstruktion am distalen Ende durch eine Kugel und am proximalen Ende

durch eine halbmondförmige Kappe in der Versuchsmaschine gelagert.

Als Prüfmaschine für die dynamischen Tests wurde ein computergesteuertes

pneumatisches Belastungssystem (modifiziertes PneuSys II, Sincotec, Clausthal-Zellerfeld)

verwendet (s. Abb. 11). Der Einsatz dieses Prüfsystems ist für Kräfte bis 2500 N möglich.

Die Prüffrequenzen sind vom Versuchsaufbau und den individuellen Einstellungen

abhängig und können bis zu 100 Hz betragen. Über eine zum System dazugehörige

Software werden kontinuierlich Kraft und Deformation registriert und am Monitor

dargestellt (s. Abb. 12).


19

Es wurden folgende Versuchsparameter eingestellt:

• 1 N Vorbelastung (zur stabilen Verankerung des Knochens in der Maschine)

• 80 N maximale Belastung

• 5 Belastungsdurchgänge pro Sekunde (Frequenz)

Nach 1 Million Durchgängen (Lastwechseln) wurde automatisch gestoppt. Bei der

schwellenden Belastung wurden kontinuierlich Druck-Weg-Kurven aufgezeichnet und alle

2000 Durchgänge gespeichert. Bei einer winkelstabilen Montage wurde über circa 72

Stunden dynamisch belastet, bei den nicht-winkelstabilen Konstruktionen aufgrund von

mechanischem Versagens individuell kürzer.

Abb. 11: Gesamtaufbau des pneumatischen Belastungssystems (modifiziertes Sincotec PneuSys II) für die dynamische Belastung.


20

Abb. 12: Monitor des pneumatischen Belastungssystems. Aufzeichnung der Weg-Belastungs-

Kurven.

Abb. 13: Montage der Konstruktionen in der Testmaschine für die dynamischen Testungen.


21

3.4 Versuchsprotokoll und Auswertung

3.4.1 Statische Testung

Im statischen Versuch unter axialer Belastung wurden mittels der speziellen Software

kontinuierlich Kraft-Weg-Diagramme aufgezeichnet. Auf der Abszisse (x-Achse) wurde

der Weg in mm bzw. die Deformation unter der Belastung aufgetragen, während auf der

Ordinate (y-Achse) die Kraft (Belastung) in Newton (N) aufgezeichnet wurde. Es

entstanden Belastungs-Deformationskurven (s. Abb. 14).

Ausgewertet wurden die Steifigkeit und das Versagen. Die Steifigkeit ist definiert als die

Steigung einer Kraft-Weg-Kurve im linearen Bereich unterhalb der Elastizitätsgrenze. Im

linearen Bereich der Kraft-Weg-Kurve ist die Steifigkeit konstant.

Abb. 14: Typische Belastungs-Deformationskurve bei statischer Belastung.

Bei Belastung kommt es zu einer Verformung der Platten-Schrauben-Verbindung am

Knochen. Wenn bei Wegnahme der äußeren Kraft die Platten-Schrauben-Verbindung am

Knochen wieder in ihre alte Form findet, so nennt man dies elastische Verformung.

Belastung [N]

Elastizitätsgrenze

Elastischer Bereich

Belastungsende

Maximale Belastbarkeit

delta X [mm]

Plastischer Bereich

delta F [N]

Deformation [mm]


22

Kommt es allerdings zu einer dauerhaften Verformung, so bezeichnet man dieses

Phänomen als plastische Verformung. Hierbei wurde die Elastizitätsgrenze überschritten,

die den Übergang von elastischer zur plastischen Verformung kennzeichnet. Bei weiterer

kontinuierlicher Belastung kommt es schließlich zum Bruchpunkt, bei dem das Konstrukt

der Belastung nicht mehr standhalten kann und bricht oder ausreißt.

Entscheidend für die Auswertung der Experimente war der lineare Bereich der Kraft-Weg-

Kurve, der die Steifigkeit charakterisiert sowie die Elastizitätsgrenze (Abweichung um 0,2

mm von der linearen Kurve) als Kriterium für das Versagen.

3.4.2 Dynamische Testung

Bei der dynamischen Testung wurden mittels einer speziellen Software kontinuierlich

Datenprotokolle (s. Abb. 15) geschrieben und der zurückgelegte Weg (in mm), die auf den

Knochen einwirkende Kraft (in Newton) und der Belastungsverlauf aufgezeichnet. Bei

Lockerung oder Zusammenbruch der Konstruktionen wurden die Versuche vorzeitig

abgebrochen, ansonsten wurden 1 Million Lastwechsel gefahren. Ausgewertet wurden die

erreichte Zahl der Lastwechsel und die maximale Deformation (Weg der Testmaschine)

vor dem Ende des Versuchs. Nach Entnahme der Versuchsproben aus der Testmaschine

wurde das Ausmaß der Verformungen in den Schraubenlöchern des Knochens qualitativ

erfasst.


23

Abb. 15: Original-Protokoll des Versuches Nr. 2 unter dynamischer Belastung.

3.4.3 Statistische Analyse

Für den Vergleich der winkelstabilen und nicht-winkelstabilen Kollektive wurde bei allen

Versuchsreihen der Wilcoxon Test für verbundene Stichproben durchgeführt.

Ebenfalls betrachtet wurde die Korrelation zwischen mechanischen Parametern und der

Knochendichte. Dafür wurde der Rangkorrelationskoeffizient nach Spearman

herangezogen.

Beide Tests wurden mit dem Statistik Programm SAS (SAS Institute, Carie, USA)

durchgeführt.

4. Ergebnisse

24

4 Ergebnisse

4.1 Statische Testungen

4.1.1 Steifigkeit

Die Kraft-Weg-Kurven (bzw. Belastungs-Deformationskurven) der winkelstabilen und

nicht-winkelstabilen Montagen zeigten im unteren Lastbereich unter langsam ansteigender

statischer axialer Belastung eine lineare elastische Deformation (s. Abb. 16).

Abb. 16: Versuch Nummer 2 als Beispiel für original registrierte Belastungs-Deformations-

kurven. Vergleich von winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Konstruktion unter axialer Belastung.

4. Ergebnisse

25

Winkelstabil Nicht-winkelstabil

Versuch

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Steifigkeit

(N/mm)

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Steifigkeit

(N/mm)

1 8,9 94,0 9,0 66,0

2 5,4 77,0 7,7 24,0 3 22,3 80,0 13,3 39,0 4 14,5 91,0 10,9 47,0 5 27,8 81,0 23,2 80,0 6 22,6 77,0 23,8 32,0 7 14,7 70,0 7,0 46,0 Median 14,7 80,0 10,9 46,0

Mittelwert 16,6 81,4 13,6 47,7 Maximum 27,8 94,0 23,8 80,0 Minimum 5,4 70,0 7,0 24,0 Standardabweichung 8,0 8,4 7,1 19,4 Quartil 1 11,7 77,0 8,4 35,5 Quartil 3 22,5 86,0 18,3 56,5

Tab. 2: Ergebnisse der statischen Versuchreihe unter steigender axialer Belastung. Erreichte

Steifigkeit in N/mm bei winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Montage

(Wilcoxontest p=0,009).

Die winkelstabile Platten-Schrauben-Verbindung zeigte unter axialer Belastung eine

mediane Steifigkeit von 80 N/mm. Die nicht-winkelstabile Konstruktion zeigte im

Vergleich dazu eine mediane Steifigkeit von 46 N/mm. Dies bedeutet eine 74 % höhere

Steifigkeit (s. Abb. 17) für die winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindungen gegenüber

der nicht-winkelstabilen Verbindung (p=0,009) (vgl. Tab. 2).

4. Ergebnisse

26

0

20

40

60

80

100

1 2 3 4 5 6 7

Versuch

Ste

ifig

keit

(N

/mm

)Winkelstabil Nicht-winkelstabil

Abb. 17: Steifigkeit der Versuche unter statischer axialer Belastung.

4.1.2 Versagen

Unter zunehmender Belastung zeigte sich eine Abflachung der Kurven, entsprechend einer

plastischen Verformung. Der Übergang vom elastischen zum plastischen Verhalten wurde

als Versagenskriterium gewählt (Elastizitätsgrenze). Bei der Bestimmung der

Elastizitätsgrenze ergaben sich ähnliche Unterschiede zwischen dem nichtwinkelstabilen

und dem winkelstabilen Kollektiv wie bei der Steifigkeit. Die winkelstabile

Plattenverbindung zeigte eine 64 % höhere Elastizitätsgrenze (92 N vs. 56 N) (s. Abb. 18)

gegenüber der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung (vgl. Tab. 3).

4. Ergebnisse

27


Versuch

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Elastizitäts-

grenze

(N)

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Elastizitäts-

grenze

(N)

1 8,9 175,0 9,0 82,0 2 5,4 83,0 7,7 36,0 3 22,3 92,0 13,3 75,0 4 14,5 90,0 10,9 56,0

5 27,8 88,0 23,2 72,0 6 22,6 102,0 23,8 36,0 7 14,7 95,0 7,0 37,0 Median 14,7 92,0 10,9 56,0 Mittelwert 16,6 103,6 13,6 56,3 Maximum 27,8 175,0 23,8 82,0 Minimum 5,4 83,0 7,0 36,0

Standardabweichung 8,0 32,0 7,1 20,2 Quartil 1 11,7 77,0 8,4 36,5 Quartil 3 22,5 98,5 18,3 73,5

Tab. 3: Ergebnisse der Elastizitätsgrenze (N) bei winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Konstruktion unter statischer axialer Belastung (Wilcoxon-Test p=0,016).

0

40

80

120

160

200

1 2 3 4 5 6 7

Versuch

Ver

sage

n (N

)


Abb. 18: Versagen ( Elastizitätsgrenze) der Versuche unter statischer axialer Belastung.

4. Ergebnisse

28

0

20

40

60

80

100

Nicht-winkelstabilePlatten-Schrauben-

Konstruktion

Winkelstabile Platten-Schrauben-

Konstruktion

Ver

sage

n (N

)

Abb. 19: Mediane Elastizitätsgrenze bei nicht-winkelstabiler und winkelstabiler Schraubenkonstruktion.

Es ergab sich ein Medianwert von 92 N (Minimum 83 N, Maximum 175 N) bei der

winkelstabilen Konstruktion gegenüber der nicht-winkelstabilen Konstruktion mit einem

Medianwert von 56 N (Minimum 36 N, Maximum 82N) (s. Abb. 19). Der Wilcoxontest

zeigte für die gemessenen Unterschiede eine statische Signifikanz (p=0,009) (s. Tab.3).

4.1.3 Versagensmechanismus

Nach der Entnahme der Versuchsproben aus der Testmaschine wurde ein Unterschied der

gegeneinander getesteten Konstruktionen (winkelstabil vs. nicht-winkelstabil) festgestellt.

Während die winkelstabilen Implantate stabil in den Platten-Schrauben-Verbindungen

verharrten und nur vereinzelt sich als Ganzes geringfügig in ihren Schraubenlöchern

bewegten, hatten sich die nicht-winkelstabilen Implantate zwischen Platte und Schrauben

so weit gelockert, dass sie teilweise schon bei der Entnahme aus der Versuchmaschine

auseinander fielen bzw. die Schrauben leicht aus dem Knochen und der Konstruktion

gezogen werden konnten (s. Abb. 20-21).

4. Ergebnisse

29

Abb. 20: Bei der nicht-winkelstabilen Konstruktion war eine Lockerung der Konstruktion sichtbar. Unter manueller Krafteinwirkung (Druck und Zug) zeigte sich eine

deutliche Instabilität der Konstruktion.

4. Ergebnisse

30

Abb. 21: Bei der winkelstabilen Platten-Schrauben-Konstruktion zeigte sich keine Lockerung der Schrauben. Unter maximaler manueller Krafteinwirkung (Druck und Zug)

zeigte sich keine Bewegung in der Konstruktion.

Unter axialer Belastung in der statischen Testmaschine konnte bei der nicht-winkelstabilen

Verbindung beobachtet werden, dass die Platte unter den kranialen Schrauben in den

Knochen gedrückt wurde. Der Humeruskopf kippte in einer Art klinischer

Varusdislokation ab. Bei der winkelstabilen Montage kippte die Konstruktion am

Humeruskopf unter Biegung der Platte ab und die Verbindung zwischen Implantat,

Knochen und Schrauben blieb unverändert starr (s. Abb.22-24).

4. Ergebnisse

31

Abb. 22: Statische Belastung nicht-winkelstabiler Platten-Schrauben-Konstruktion.

Abb. 23: Statische Belastung winkelstabiler Platten-Schrauben-Konstruktion.

4. Ergebnisse

32

Abb. 24: Versagen unter axialer Belastung bei einer nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-

Verbindung.

4.1.4 Einfluss der Knochendichte

Für die Knochenmineraldichte wurden Werte zwischen 5,4 mg/cm³ und 27,8 mg/cm³ (s.

Tab. 1) gemessen. Die Unterschiede bei der gemessenen Knochendichte haben keinen

systematischen Einfluss auf die Ergebnisse der untersuchten Proben. Dies kann zum

Beispiel durch den Vergleich der Versuche Nr. 2 und Nr. 6 gezeigt werden. Die Proben des

Versuches Nr. 6 zeigten bei hoher gemessenen Knochendichte (23,8; 22,6) eine 102 N/ 36

N= 2,8-fach höhere Stabilität verglichen mit den Proben des Versuches Nr. 2 mit geringer

Knochenmineraldichte (5,4; 7,7), die eine 83 N/ 36 N= 2,3-fach höhere Stabilität

aufwiesen.

Die gemessene Knochendichte der Präparate zeigte keinen Einfluss auf die

Versagensergebnisse bei winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Plattenkonstruktion. Der

nicht-parametrischen Spearman Korrelationskoeffizient rs zwischen Dichte und Versagen

wurde im winkelstabilen Kollektiv mit rs=0,00 (p=1,0), im nicht-winkelstabilen Kollektiv

mit rs=0,04 (p=0,94) (s. Abb. 25) sowie zwischen Knochendichte und Steifigkeit im

4. Ergebnisse

33

winkelstabilen Kollektiv mit rs=0,02 (p=0,97), im nicht-winkelstabilen Kollektiv mit

rs=0,18 (p=0,70) bestimmt (s. Abb. 26).

020406080

100120140160180200

0 5 10 15 20 25 30

Knochendichte (mg/cm³)

Ver

sage

n (N

)

nicht winkelstabil winkelstabil

Abb. 25: Relation zwischen Knochendichte und Versagen.

0

10

20

30

40

50

60

70

80

90

100

0 5 10 15 20 25 30


Ste

ifig

keit

(N

/mm

)


Abb. 26: Relation zwischen Knochendichte und Steifigkeit.

4. Ergebnisse

34

4.2 Dynamische Testungen

4.2.1 Dauerfestigkeit / Lastwechsel

Bei den dynamischen Versuchen wurden deutlich höhere Werte (erreichte Lastwechsel) für

die winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindungen erreicht (s. Tab. 4).


Versuch

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Erreichte

Lastwechsel

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Erreichte

Lastwechsel

1 8,4 >1000000 8,9 96501 2 19,7 >1000000 12,7 500000 3 4,2 >1000000 16,0 425002

4 14,6 >1000000 7,1 412109 5 16,4 >1000000 16,3 384504 Median 14,6 1000000 12,7 412109 Mittelwert 12,7 1000000 12,2 363623 Maximum 19,7 1000000 16,3 500000

Minimum 4,2 1000000 7,1 96501 Standardabweichung 6,3 0 4,1 155328 Quartil 1 8,4 1000000 10,9 296843 Quartil 3 16,4 1000000 13,6 434082

Tab. 4: Erreichte Lastwechsel unter dynamischer Belastung bei der winkelstabilen und nicht-

winkelstabilen Platten-Schrauben-Konstruktion.

Bei der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung ergab sich unter dynamischer

Belastung ein Medianwert von 412109 erreichten Lastwechseln (Minimum 96.501,

Maximum 500.000). Die winkelstabile Osteosynthese erreichte dagegen durchgängig 1

Million Lastwechsel, wobei der Versuch beim Erreichen dieses Ergebnisses abgebrochen

wurde. Bei der winkelstabilen Montage kam es zu keiner Lockerung der Konstruktionen,

während es bei der nicht-winkelstabilen Montage frühzeitig zu Lockerungen der Schrauben

kam, so dass alle diese Versuchsreihen aufgrund des mechanischen Versagens vorzeitig

abgebrochen werden mussten. Die winkelstabilen Konstruktionen wiesen eine wesentlich

höhere Dauerfestigkeit als die nicht-winkelstabilen Konstruktionen auf.

4. Ergebnisse

35

0

400000

800000

1200000

1 2 3 4 5

Versuch

Las

twec

hsel

Nicht-winkelstabil Winkelstabil

Abb. 27: Erreichte Lastwechsel der winkelstabilen gegenüber der nicht-winkelstabilen

Platten-Schrauben-Verbindung unter dynamischer Belastung.

Die Platten-Schrauben-Verbindung mit winkelstabiler Montage zeigte bei den

dynamischen Belastungsversuchen eine – mindestens – 2,4-fach höhere Stabilität, als die

nicht-winkelstabile Konstruktion. Dieses Ergebnis zeigt deutlich die wesentlich höhere

Belastbarkeit der winkelstabilen Montagen (s. Abb. 27).

Abb. 28: Verlaufskurven der nicht-winkelstabilen (links) und winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung (rechts) unter dynamischer Belastung (Versuch Nr. 2). Bei

der nicht-winkelstabilen Konstruktion zeigte sich schon früh im Verlauf ein Absinken der Kurve bei zunehmender Lastwechselzahl. Dargestellt sind die Kurven

für die ersten 100.000 Zyklen.

4. Ergebnisse

36

4.2.2 Plastische Deformation

Die maximalen Deformationen (Weg der Testmaschine vor dem Ende des Versuchs)

wurden mit dem paarigen Wilcoxon-Test verglichen und es ergab sich eine statistische

Signifikanz (p=0,024).


Versuch

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Deformation

(mm)

Knochen-

dichte

(mg/cm³)

Deformation

(mm)

1 8,9 0,3 8,4 1,0 2 12,7 0,3 19,7 1,0 3 16,0 0,1 4,2 1,2 4 7,1 0,3 14,6 1,0

5 16,3 0,2 16,4 2,0 Median 12,7 0,3 14,6 1,0 Mittelwert 12,2 0,24 12,7 1,24 Maximum 16,3 0,3 19,7 2,0 Minimum 7,1 0,1 4,2 1,0

Mittelwert 12,2 0,24 12,7 1,24 Standardabweichung 4,1 0,09 6,3 0,43 Quartil 1 10,9 0,2 8,4 1,0 Quartil 3 13,6 0,3 16,4 1,2

Tab. 5: Ergebnisse der gemessenen Deformation in mm nach dynamischer Belastung

(p=0,024).

Es zeigte sich, dass es bei der nicht-winkelstabilen Konstruktion zu wesentlich höheren

Deformationen kam (s. Abb. 28, 29), als bei der winkelstabilen Konstruktion (Median

0,3mm bei winkelstabiler Montage vs. 1,0mm bei nicht-winkelstabiler Konstruktion) (s.

Tab. 5).

4. Ergebnisse

37

0,0

0,5

1,0

1,5

2,0

2,5

1 2 3 4 5

Versuch

Def

orm

atio

n (m

m)


Abb. 29: Maximale Deformation (Weg der Testmaschine vor dem Ende des Versuchs) bei

winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Montage unter dynamischer Belastung.

4.2.3 Versagensmechanismus

Nachdem die Knochen aus der Versuchmaschine entfernt wurden und so die Vorlast von

10 N aufgehoben wurde, fiel die Konstruktion aller nicht-winkelstabilen Implantate

auseinander. Die Platten-Schrauben-Konstruktion am Knochen zeigte keinerlei Stabilität

mehr. Es zeigte sich schon makroskopisch eine Lockerung der Schrauben. Die Schrauben

waren wie bei der statischen Belastung, nur hier in wesentlich größerer Ausprägung,

teilweise so weit gelockert, dass sie ohne Kraft aus dem Knochen herausgenommen

werden konnten. Bei den winkelstabilen Konstruktionen war die Montage nach 1 Million

Lastwechseln und nach Entnahme aus der Testmaschine stabil.

Nach dem Entfernen der Implantate zeigten die Schraubenlöcher der nicht-winkelstabilen

Platten-Schrauben-Verbindung eine ovale Deformation. Die Schrauben hatten sich durch

die Spongiosa gearbeitet und den Knochen unterhalb der Schraube zusammengedrückt (s.

Abb. 30).

4. Ergebnisse

38

Abb. 30: Darstellung der Schraubenlöcher nach dynamischer Belastung bei nicht-

winkelstabiler (links) und winkelstabiler Platten-Schrauben-Verbindung (rechts).

Bei der winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung konnte nach Entfernen des

Osteosynthesematerials keine offensichtlichen Deformierungen im Knochen beobachtet

werden. Die Schrauben behielten auch nach dem Belastungszyklus von 1 Million

Lastwechseln ihre stabile Verankerung im Knochen bei und ließen lediglich

Minimalbewegungen zu.

Bei der seitlichen Betrachtung der Platten-Schrauben-Konstruktionen nach Belastung

konnte zwischen winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Osteosynthese ein Unterschied

festgestellt werden. Bei der winkelstabilen Montage zeigte sich nach der dynamischen

Belastung eine Verformung im Sinne einer minimalen Abflachung der Platte (s. Abb. 31a).

Die Schrauben verharrten hier fest in ihrer Position. Bei der nicht-winkelstabilen Montage

dagegen kam es nicht zu Verformungen der Osteosyntheseplatte. Allerdings waren hier,

wie schon erwähnt, die Schrauben gelockert und bewegten sich in ihren Schraubenlöchern

(s. Abb. 31b).

4. Ergebnisse

39

Abb. 31a: Winkelstabile Montage nach dynamischer Belastung.

Abb. 31b: Nicht-winkelstabile Montage nach dynamischer Belastung.

4.2.4 Einfluss der Knochendichte

Wie bei den statischen Versuchen (vgl. Kapitel 4.1.4) zeigte sich kein Zusammenhang

zwischen der Knochendichte und dem Versagen (s. Abb. 32). Der nicht-parametrische

Spearman Korrelationskoeffizient rs zwischen Dichte und Versagen wurde im nicht-

winkelstabilen Kollektiv mit rs=0,1 (p=0,87) bestimmt. Da bei dem winkelstabilen

Kollektiv in allen Fällen die Zyklen bei 1 Mio Lastwechsel abgebrochen wurden, war es

hier nicht sinnvoll, den Spearman Korrelationskoeffizient zu bestimmen. Der nicht-

parametrischen Spearman Korrelationskoeffizient rs zwischen Dichte und Deformation

wurde im nicht-winkelstabilen Kollektiv mit rs=-0,11 (p=0,86) und im winkelstabilen

Kollektiv mit rs=-0,78 (p=0,12) bestimmt (s. Abb. 33). Der Wert von -0,78 entspricht

einer Tendenz im Sinn einer geringeren Deformation bei festerem Knochen.

4. Ergebnisse

40

0

200000

400000

600000

800000

1000000

1200000

0 5 10 15 20 25


Err

eich

te L

astw

echs

el


Abb. 32: Relation zwischen Knochendichte und erreichten Lastwechseln.

0,0

0,5

1,0

1,5

2,0

2,5

0 5 10 15 20 25


Def

orm

atio

n (m

m)


Abb. 33: Relation zwischen Knochendichte und Deformation.

5. Diskussion

41

5 Diskussion

Forderungen, die an ein optimales Implantat gestellt werden, sind vor allem

die optimal mögliche anatomische Reposition und eine übungsstabile

Frakturstabilisierung.

Neben dem Risiko einer avaskulären Kopfnekrose ist das Hauptproblem bei

der Bruchstabilisierung des proximalen Humerus die Verankerung und

Stabilisierung der Schrauben in der osteoporotischen Knochensubstanz von

älteren Patienten (Lill, 2003). Die typische Komplikation ist eine sekundäre

Varus-Dislokation des Oberarmkopfes mit Implantatlockerung (Hessmann u

Rommens, 2001).

Lill et al, 2003 untersuchten in einer In-vitro-Studie verschiedene winkelstabile und nicht-

winkelstabile Implantate unter axialer und dynamischer Varus-Belastung. Verglichen

wurden die Humerus-T-Platte (HTP), die Cross-Screw-Osteosynthese (CSO), der

proximale Humerusnagel (UHN) mit Spiralklinge, der Synclaw Proximal Humerus Nail

(Synclaw PHN) und eine winkelstabile Humerusplatte (LPHP). Es stellte sich heraus, dass

sehr starre Implantate (HTP, UHN) bei statischen Tests unter axialer Belastung die

Stabilsten waren, sie jedoch unter dynamischer Belastung eine Lockerung der Schrauben

zeigten. Die relativ kleine, anatomisch geformte winkelstabile Humerusplatte (LPHP)

stellte die beste Methode für die Verankerung der Schrauben im osteoporotischen

Knochenmaterial dar. Als vielversprechend wurde auch eine Kombination einer

winkelstabilen Verriegelungsschrauben-Implantat-Verbindung mit einem antegraden

Marknagelsystem bewertet (Mathews u Lobenhoffer, 2004).

Es kann somit aus der Literatur gefolgert werden, dass winkelstabile Implantate bei

Frakturen im Bereich des Humeruskopfes biomechanisch vorteilhaft sind. Diese bisherigen

Studien vergleichen jedoch nicht, wie es in dieser Arbeit erfolgte, winkelstabile und nicht-

winkelstabile Implantate gleicher Form und Größe miteinander. Seide et al. (1999)

verglichen an Kunststoffprobekörpern mit unterschiedlichen Materialdichten winkelstabile

5. Diskussion

42

und nicht-winkelstabile Platten mit ansonsten identischen Eigenschaften. U.a. ergab sich

bei einer Simulation eines gelenknahen spongiösen Knochens durch ein

Schaumstoffpräparat (Polyurethanschaumstück) für die winkelstabile Konstruktion eine 5-

fach-höhere Festigkeit. Dabei zeigten sich prinzipiell unterschiedliche Versagensmuster.

Die winkelstabile Osteosynthese zeigte ein Versagen durch paralleles Herausbrechen der

gesamten Platten-Schrauben-Konstruktion, während die nicht winkelstabile durch ein

Herauswandern einzelner Schrauben und ein Einbrechen der Platte in den Knochen

versagte. Die vorliegende Arbeit bestätigte diese an Modellen gewonnenen Erkenntnisse

am humanen Präparat.

In der vorliegenden Studie konnte gezeigt werden, dass bei allen Versuchen in der

winkelstabilen Gruppe gegenüber der nicht-winkelstabilen Gruppe eine höhere Stabilität

erreicht werden konnte. Durchgängig erzielte die favorisierte Gruppe der winkelstabilen

Implantate höhere Messergebnisse. Unter statischer Belastung ergab sich für die

winkelstabile Platten-Schrauben-Konstruktion eine 74 % erhöhte Steifigkeit und eine 64 %

erhöhte Festigkeit im Vergleich zur nicht-winkelstabilen Gruppe. Unter dynamischer

Belastung versagte die Osteosynthese der nicht-winkelstabilen Gruppe unabhängig von der

Knochenqualität, bei im Median 412.000 Lastwechseln, während die winkelstabile

Osteosynthese unabhängig von der Knochenqualität durchgängig über 1 Million

Lastwechsel standhielt. D. h. die Anwendung der winkelstabilen Osteosynthese ist nicht

nur bei osteoporotischem Knochen, sondern auch bei guter Knochenqualität zu empfehlen.

Die Studie unter dynamischer Belastung zeigte ein typisches Versagensmuster in der nicht-

winkelstabilen Gruppe, eine in Lastrichtung ausgerichtete kontinuierlich zunehmende

Längsdeformierung der Schraubenlöcher. Wiederholte axiale Belastung führte durch

sukzessive Kompression der Spongiosa unterhalb der Schrauben zu einer plastischen

Deformierung des Knochens. In der winkelstabilen Gruppe war dieser Effekt lediglich

minimal ausgeprägt und die Schrauben verblieben nach der Belastung von über 1 Million

Lastwechseln in einer festen Verbindung mit dem Knochen, d.h. die Funktion der

Schrauben-Knochen-Verbindung war unverändert gegeben.

Bei Betrachtung der statisch belasteten Konstruktionen zeigte sich als

Versagensmechanismus ein Lockern der Schrauben sowie eine Impression des Knochens

in der nicht winkelstabilen Gruppe, während sich eine (leichte) Deformierung der Platten

5. Diskussion

43

in der winkelstabilen Gruppe ergab. Diese Deformierung könnte für ein noch nicht

optimales Verhältnis zwischen der Dimensionierung der Platte und der Knochen-

Schrauben-Verankerung sprechen. Bei einer dicker ausgelegten Platte könnte der Vorteil

der Winkelstabilität somit größer als in den Versuchen bestimmt sein.

Die Ergebnisse sind mit den unterschiedlichen Funktionsprinzipien (Seide et al 1999,

Seebeck et al. 1999) winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Systeme zu erklären. Bei der

nicht-winkelstabilen Konstruktion wird die Platte durch axiale Vorspannung der Schrauben

an den Knochen gepresst. Es erfolgt hier eine auf kleine Flächen konzentrierte

Lastübertragung quer auf die Schraube und zwischen Platte und Knochen. Zusätzlich

wirken Ausziehkräfte auf die Schrauben. Entsprechend wird als Versagensmechanismus

die Impression des Knochens unter der Platte und das Herauswandern der Schrauben bei

den statischen Versuchen und die Längsausweitung des plattennahen Schraubenloches

unter dynamischer Belastung beobachtet. Bei der winkelstabilen Platten-Schrauben-

Verbindung wird dies nicht beobachtet, da es im Sinne eines einseitig eingespannten

Balkens zu einer gleichmäßigen verteilten Lastübertragung vom Knochen auf die Schraube

und über die winkelstabile Verbindung auf den Längsträger, d.h. die Platte, kommt (vgl.

Abb. 34). Ein Anpressen der Platte an den Knochen ist prinzipiell nicht erforderlich (Seide

et al. 1999), kann jedoch theoretisch die Gesamtstabilität durch die Abstützung zusätzlich

erhöhen und z.B. ggf. das beobachtete Verbiegen der Platte verhindern.

a a


Fixiertes Platten- Schrauben Interface

Rotierendes Platten-Schrauben-Interface

Last Last

c

b a

a

5. Diskussion

44

Abb. 34: Prinzip winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Lastübertragung. Die Pfeile stellen die Belastung des Knochens über die Kontaktflächen mit der Schraube (a), der

Platte (b) und in den Gewindegängen der Schrauben (c) dar.

Die höchste mineralische Knochendichte besteht im medialen und dorsalen Bereich des

Humeruskopfes, wohingegen im zentralen Bereich, im Bereich der Tubercula und Collum

chirurgicum die niedrigsten Dichtewerte gemessen wurden (Hepp et al., 2003). Implantate,

die im medialen und dorsalen Bereich des Humeruskopfes verankert werden,

gewährleisteten somit theoretisch eine optimale Fixation. Winkelstabile Implantate können

eine solche Lastübertragung im plattenfernen Knochen aufgrund ihrer festen

Rahmenstruktur gewährleisten.

Die Messergebnisse zeigten Limitierungen der Studie. Bei den untersuchten Präparaten

ergab sich bei der Verteilung der Knochendichte ein Problem. Wie erwartet, fand sich eine

interindividuelle Streuung. Es ergab sich jedoch auch eine intraindividuelle Varianz mit

Unterschieden zwischen dem rechten und linken Oberarm. Trotz durchgeführter

Randomisierung war der Mittelwert der gemessenen Knochendichten im winkelstabilen

Kollektiv relevant höher als im nichtwinkelstabilen. Das heißt, es ist trotz des

Versuchsdesigns als paarige Studie ein vorhandener systematischer Fehler in den

Vergleichen aufgrund der Streuung der Knochendichtewerte zu berücksichtigen.

In den Versuchen wurde als Frakturmodell eine Osteotomie vorgenommen, wodurch eine

komplexe Fraktur aus der Klinik auf die wesentlichen biomechanischen Gesichtspunkte

reduziert wurde. Der gewählte Frakturtyp, bei dem der Frakturspalt etwa auf Höhe des

Collum chirurgicum (annähernd Neer III) verlief, stellte sich als optimal für die

vorgenommenen Vergleiche heraus. Höher klassifizierte Neer-Frakturen mit multiplen

Fragmenten, die stabile Implantate insbesondere erfordern, wären schwierig in

standardisierter Form herzustellen gewesen, so dass das vereinfachte Modell gewählt

wurde. Allerdings kann angenommen werden, dass auch bei höhergradigen Frakturtypen

eine ähnliche Stabilisierungszunahme erreicht werden würde. Auf der anderen Seite wurde

durch das Heraussägen der Knochenscheibe von. 10 mm Dicke eine Fraktur nachgeahmt,

die bei Belastung kein Abstützen der Fragmente erlaubt und somit im Vergleich zur in der

Klinik auftretenden Belastung die Beanspruchung der Osteosynthese eher überschätzt.

5. Diskussion

45

Es wird geschlossen, dass durch die Anwendung der Winkelstabilität Steifigkeit und

Festigkeit bei Plattenosteosynthesen am proximalen Oberarm erhöht werden können. Die

Untersuchungen untermauern die klinische Erfahrung, dass hierdurch, insbesondere auch

in schwierigen Fällen, eine frühe Übungsstabilität und somit ein besseres schmerzfreies

Bewegungsausmaß und weniger bleibende Behinderung erreicht werden können. Auch ist

bekannt, dass durch eine hohe Stabilität der Osteosynthese am Humeruskopf eine

Revaskularisierung erfolgen kann (Wijgman et. Al., 2002) und so durch den Einsatz

winkelstabiler Implantate die Häufigkeit der Notwendigkeit einer Endoprothese

wahrscheinlich verringert werden kann.

6. Zusammenfassung

46

6 Zusammenfassung

Die proximale Humerusfraktur ist aus der Klinik und verschiedenen Untersuchungen als

Problemfraktur mit häufigen Komplikationen und Langzeitschädigungen bekannt.

In dieser Arbeit sollte das biomechanische Verhalten von winkelstabiler und nicht-

winkelstabiler Plattenosteosynthese am proximalen Humerus unter statischer und

dynamischer Belastung untersucht werden.

Insgesamt wurden 12 paarige Humeruspräparate verwendet, wobei nach Randomisierung

(rechts, links) sieben Paare statisch und fünf Humeruspaare dynamisch axial belastet

wurden. Aufgezeichnet und ausgewertet wurden Kraft-Weg-Diagramme sowie bei

dynamischer Belastung die maximal erreichte Lastwechselzahl.

Bei den Versuchsreihen mit statischer Belastung ergab sich eine 74 % höhere Steifigkeit

bei den winkelstabilen (Median 80 N/mm, Minimum 70 N/mm, Maximum 94 N/mm)

Platten-Schrauben-Verbindungen gegenüber der nicht-winkelstabilen Gruppe (Median: 46

N/mm, Minimum 24 N/mm, Maximum 80 N/mm). Als Versagenskriterium wurde die

Elastizitätsgrenze ausgewertet. Bei der winkelstabilen Montage (Median 92 N, Minimum

83 N, Maximum 175 N) ergab sich eine 64 % höhere Elastizitätsgrenze im Vergleich zur

nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung (Median 56 N, Minimum 36 N,

Maximum 82 N).

Unter dynamischer axialer Belastung (80 N) erreichte die winkelstabile Osteosynthese

durchgängig 1 Million Lastwechsel (Begrenzung des Versuchs) ohne Lockerung der

Schrauben. Bei der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung ergaben sich im

Median 412.109 erreichte Lastwechsel (Minimum 96.501, Maximum 500.000) mit einer

Auslockerung der Schrauben aus dem Knochen.

Unabhängig von der Knochenqualität wurde in allen Versuchen bei der winkelstabilen

Gruppe gegenüber der nicht-winkelstabilen Konstruktion mit statistischer Signifikanz

höhere Werte für die Stabilität erzielt (Wilcoxon-Test, p

6. Zusammenfassung

47

Es wird geschlossen, dass durch die Anwendung von winkelstabilen Systemen Steifigkeit

und Festigkeit bei Plattenosteosynthesen am proximalen Oberarm wesentlich erhöht

werden können.

7. Literaturverzeichnis

48

7 Literaturverzeichnis

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Langenbecks Arch Chir Suppl II: 938-940

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Sind Vorteile durch Fixateur-interne-Implantate im Fuß- und Sprunggelenkbereich zu

erwarten?


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8. Danksagung

53

8 Danksagung

Herrn Prof. Dr. Ch. Jürgens, Ärztlicher Direktor des Berufsgenossenschaftlichen

Unfallkrankenhauses Hamburg, danke ich für die Bereitstellung des Arbeitsplatzes und des

Themas der Arbeit.

Herrn Priv. Doz. Dr. K. Seide danke ich für die Ausformulierung und Präzisierung des

Themas sowie seine fortwährende Betreuung und Unterstützung bei der Erstellung der

Arbeit.

Die Versuche erfolgten in Kooperation mit dem Gerichtsmedizinischen Institut der

Universität Hamburg, Direktor Herr Prof. Dr. K. Püschel. Für die Unterstützung möchte

ich mich recht herzlich bedanken.

Besonderer Dank gilt Herrn Dipl. Ing. U. Schümann, Leiter des biomechanischen Labors

des BUK Hamburg, der mir mit kompetenter und freundlicher Unterstützung bei der

Planung und Durchführung der Versuche immer zur Seite stand.

Ebenfalls bedanken möchte ich mich bei Frau B. Kowald, die mir eine große

Unterstützung bei der Auswertung und Gestaltung der Arbeit gewesen ist.

Herzlich bedanken möchte ich mich auch bei meinem Freund Philipp Heilmann, der mir

immer mit Rat und Tat zur Seite stand.

9. Lebenslauf

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9 Lebenslauf

Name, Vorname: Triebe, Julia

Geboren: am 09. April 1981 in Duderstadt,

als Tochter von Dr.med. Dr.med.dent.

Wolfgang Triebe und Eleonore Triebe,

geb. Eckermann

Familienstand: ledig

Staatsangehörigkeit: deutsch

Schulbildung

1987-1991 Grundschule Finkenburg Aurich

1999-2000 Integrierte Gesamtschule Aurich

Mai 2000 Abitur (IGS)

Dez. 2000-Apr.2001 Freiwilliges Soziales Jahr im Berufsgenossen-

schaftlichen Unfallkrankenhaus Hamburg (BUK)

Studium

April 2001 Immatrikulation an der Universität Hamburg,

Fachbereich Medizin

August 2003 Physikum

Oktober 2007 voraussichtliches Staatsexamen an der Universität

Hamburg

9. Lebenslauf

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Vergleich zwischen winkelstabiler und nicht winkelstabiler ... · Entsprechend der Fragmente...

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