Orthopädie und Traumatologie

Als besonderen Service für die Leserinnen und Leser von BlOmaterialien drucken der

Verlag Neuer Merkur GmbH in Kooperation mit der Klinik für Orthopädie und Sportorthopädie (Direktor: Prof. Dr. med. R. Gradinger) die Abstracts (einschließlich Autorenliste)

zu folgender Veranstaltung ab:

INTERNATIONALE BIOMECHANIK- UND

BIOMATERIAL-TAGE MÜNCHEN

8. - 9. JULI 2005

Implantate für

Orthopädie und Traumatologie

Ort der Veranstaltung: Hörsaal Β des Klinikums Rechts der Isar Ismaninger Straße 22, 81675 München

Veranstalter: Klinik für Orthopädie und Sportorthopädie der Technischen Universität München

Direktor: Prof. Dr. med. R. Gradinger

Wir bitten unsere Leserinnen und Leser um geschätzte Aufmerksamkeit!

g ^ BlOmaterialien 6 (2), 2005

"VORSITZENDE

Dr. med. Dipl.-Ing. Rainer Bader

Orthopädische Klinik und Poliklinik der Universität Rostock

Doberanerstr. 142 D - 1 8 0 5 7 Rostock

Dipl. Ing. HTL Andreas Becker Plus Orthopedics AG

Schachenallee 29 CH-5001 Aarau Dr. Bernhard Berli

Orthopädische Universitätsklinik, Felix Platter-Spital

Burgfelderstr. 101 CH-4012 Basel Dr. U. Böhling

Heliosklinikum Emil von Behring - Stiftung Oskar Helene Heim Waltershöferstr. 11

D - 1 4 1 6 5 Berlin Dr. med. Sepp Braun

Abteilung für Sportorthopädie, TU München

Connollystr. 32 D - 8 0 8 0 9 München Dipl.-Ing. Robin Büscher Werkstofftechnik II, Universität Duisburg-Essen Lotharstr. 1

D - 4 7 0 5 7 Duisburg Dr. med. Peter Diehl

Abteilung für Sportorthopädie, TU München

Ismaninger Str. 22 D - 8 1 6 7 5 München

Prof. Dr.-Ing. Alfons Fischer Institut für Produkt Engineering der Universität Duisburg-Essen

Lotharstr. 1 D - 4 7 0 5 7 Duisburg Dr. Ing. Wilfried Glien MATHYS Orthopädie GmbH An den Trillers Büschen 2 D - 0 7 6 4 6 Mörsdorf Dr. rer. nat. Jürgen Göske Zentrum für Werkstoffanalytik Lauf GmbH

Hardtstr. 39b

D - 9 1 2 0 7 Lauf a.d. Pegnitz Dr. Susanne Guder

Lehrstuhl für Werkstoffkunde und Werkstoffmechanik, TU München Boltzmannstr. 15

D - 8 5 7 5 7 Garching Eric Hanke

Klinik für Unfallchirurgie, Forschungs- labor f. Biomechanik d. Unfallchirurgie, J.-Gutenberg Universität Mainz Langenbeckstr. 1

D - 5 5 1 0 1 Mainz

Dr.-Ing. Ulrich Holzwarth Med-Titan

Henkestr. 91 D - 9 1 0 5 2 Erlangen Dipl.-Ing. Werner Kachler Zentrum für Werkstoffanalytik Lauf GmbH

Hardtstrasse 39b

D - 9 1 2 0 7 Lauf a.d. Pegnitz

Dipl.-Ing. ΕΤΗ Andrin Landolt Institut für Fluiddynamik, ΕΤΗ Zürich

Sonneggstr. 3 CH-8092 Zürich Dr.med. A. Lenich

Klinik für Unfall-, Wiederherstellungs- und Handchirurgie Augsburg

Stenglinstr. 2 D - 8 6 1 5 6 Augsburg

Dipl. Masch.-Ing. FH P. Lindenmann Plus Orthopedics AG

Schachenallee 2 9 CH-5001 Aarau

Frau Dr. Patricie Merkert CeramTec AG

Fabrikstr. 2 3 - 2 9 D - 7 3 2 0 7 Plochingen Dr. med Thomas Mückley Klinik für Unfall-, Hand-

und Wiederherstellungschirurgie Erlanger Allee 101

D - 0 7 7 4 7 Jena

Frau Dr.med. Gabriele Mühlberger Universitätsklinik für Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde, Universität Innsbruck Anichstr. 3 5

A - 6 0 2 0 Innsbruck Dr.-Ing. Roman Nassut ESKA Implants GmbH ft Co.

Grapengießer Str. 34 D - 2 3 5 5 6 Lübeck Dipl.-Ing. Ralph Pelzer Lehrstuhl für Feingerätebau und Mikrotechnik, TU München Boltzmannstr. 15

D - 8 5 7 4 7 Garching Dr.med. Oliver Pieske

Chirurgische Klinik - Unfallchirurgie, Klinikum Großhadern

der LMU München Marchioninistr. 15 D - 8 1 3 7 7 München

Prof. Dr. Dr. Wolfgang Plitz Labor für Biomechanik und Experimentelle Orthopädie Marchioninistr. 23 D - 8 1 3 7 7 München Dipl.-Ing. Georg Reinisch

Biomechanische Forschungs-GmbH Rechte Wienzeile 5/2

A - 1 0 4 0 Wien Dr. Martin Dietrich

CeramTec AG Fabrikstr. 2 3 - 2 9 D - 7 3 2 0 7 Plochingen Dipl.-Ing. HTL Horst Eder

Klinik für Orthopädie und Sportortho- pädie, Abt. Biomechanik, TU München Connollystr. 32

D - 8 0 8 0 9 München Dipl.-Ing. Stefan Eichhorn Klinik für Orthopädie und

Sportorthopädie, Abt. Biomechanik, TU München

Connollystr. 32 D - 8 0 8 0 9 München Dr. rer. nat. Andrea Ewald

Lehrstuhl für Funktionswerkstoffe der Medizin und Zahnheilkunde, Universi- tät Würzburg

Pleicherwall 2 D - 9 7 0 7 0 Würzburg

Dr. med. dent. Mislav Karoglan Klinik und Poliklinik für Mund-Kiefer- Gesichtschirurgie der TU München Ismaninger Str. 22

D - 8 1 6 7 5 München Dr. M. Kettler

Chirurgische Klinik Innenstadt der LMU München

Nussbaumstr. 20 D - 8 0 3 3 6 München Dr.-Ing. Klaus Klingbeil ESKA Implants GmbH 8t Co.

Grapengießer Str. 34 D - 2 3 5 5 6 Lübeck Dr.med. Florian Krug

Orthopädie und Unfallchirurgie, AK Eilbek

Friedrichsberger Str. 60 D - 2 2 0 8 1 Hamburg

g BlOmaterialien 6 (2), 2005

Herr Frank Riedel

Orthopädische Klinik Rummelsberg Rummelsberg 71

D - 9 0 5 9 2 Schwarzenbruck Dr.med. Johannes Schauwecker Klinik für Orthopädie und Sportorthopädie, TU München Ismaninger Str. 22

D - 8 1 6 7 5 München Prof. Dr. med. J . Scholz

Heliosklinikum Emil von Behring - Stiftung Oskar Helene Heim Waltershöferstr. 11 D - 1 4 1 6 5 Berlin Dr.-Ing. U. Schreiber

Klinik für Orthopädie und Sportortho- pädie, Abt. Biomechanik, TU München Connollystr. 32

D - 8 0 8 0 9 München

PD Dr. med. Alexander Schuh Orthopädische Klinik Wichernhaus Rummelsberg 71

D - 9 0 5 9 2 Schwarzenbruck

Dr. P. Schuller-Götzburg

Programm für Prothetik-, Biomecha- nik- und Biomaterialforschung, Para- celsus Medizinische Privatuniversität Strubergasse 21

A - 5 0 2 0 Salzburg

Dipl.-Ing. Jens Schwiesau Aesculap AG Et Co. KG Am Aesculap Platz D - 7 8 5 3 2 Tuttlingen Dipl.-Ing. Eik Siggelkow Zimmer GmbH

Sulzer Allee 8 CH-8404 Winterthur PD Dr. med. Peter Thomas

Klinik und Poliklinik für Dermatologie und Allergologie der LMU München Frauenlobstr. 9 - 1 1

D - 8 0 3 3 7 München Steffen Ulbricht

Universitätsklinik für Orthopädie der MLU Halle-Wittenberg Magdeburger Str. 22 D - 0 6 1 1 2 Halle/Saale

Dipl.-Ing. C. Voigt Klinik für Orthopädie der Universität Leipzig Semmelweisstr. 10 D - 0 4 1 0 3 Leipzig Dr. M. Wieland Institut Straumann AG Peter Merian-Weg 12 CH-4002 Basel

em. Prof. Dr. med. H.G. Willert Georg Dehio Weg 11

D - 3 7 0 7 5 Göttingen

g ~y BlOmatenalien 6 (2), 2005

Wir bedanken uns bei folgenden Firmen für Ihre Unterstützung:

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Q Q BlOmaterialien 6 (2), 2005

Bader R., DatzmannTh., Lazennec J-Y., Masson B., Mittelmeier W., Steinhauser E.

Analysis of ceramic total hip systems concerning range of motion and dislocation stability at different acetabular tilts

Introduction

Dislocation or mieroseparation can cause failure of ceramic-ceramic hip endoprosthesis. The cup position is an important influencing factor on joint stability.

Varying acetabular tilting occurs often during normal activities of daily life (walking, sit-to-stand-movements).

The aim of this experimental study with the delta ceramic tripolar joint system (Fig. 1) was to evaluate the efficiency on THR stability in functional situations, especially concerning different situations of acetabular tilting and its impact on the dislocation stability.

φ

·

Fig. 1: C e r a m i c tripolar system (3-D delta) 32/22 m m B i o l o x Delta.

Material and Methods

By means of a testing device the range of motion until prosthetic impingement and until dislocation were determined. A further measuring parameter for the dislocation stability was the torque during subluxation (resisting moment) against levering the head out of the cup. In the set-up rotational movements of the endoprosthesis stem according to internal and external rotation of the leg were carried out with adjusted 90°

flexion and 0° abduction/adduction as well as with 10°

extension and 15° adduction, i.e. relevant combined movements related to posterior and anterior dislocation.

The experimental investigations were performed at definite implant positions. To realize close-to-reality load conditions, in vivo load data of Bergmann et al.

were used. Three perpendicular hip joint force components were applied. Regarding the dislocation stability the following artificial hip implants were compared with each another:

- CeramConcept 3-D-system (Fig. 1) - CeramConcept Al-Al-system

The systems were inserted in each case into a metal-back in articulation with a 22 mm (3-D) and 32 m m ceramic head (Al-Al) respectively. The femoral heads were attached to a titanium stem with a taper 10-12.

To evaluate the impact of different acetabular tilting separate tests were performed with an acetabular tilting of 30°, 45°, 60° and -15° for both implant systems (Fig

2 ) .

Fig. 2: Technical realisation of 60°

acetabular tilling with a 30° « e d g e (lateral view).

Results and Discussion

The range of motion until impingement is approx. 5° less with the 3-D system than with the classical ceramic- ceramic system at all acetabular tillings. Regarding the resisting moment the 3-D system generally showed increased values. The 3-D system revealed higher range of motion until dislocation (ROML u x) at steep cup positions in combination with the 30° acetabular tilting.

The classical ceramic-ceramic system dislocated clearly earlier and spontaneously without previous impingement at improper cup position like retroversion (Fig. 3).

30° acetabular tilt

15" R V 0 " A V 3 0 ° A V

Fig. 3: R O ML u x for internal rotation in c o m b i n a t i o n w i t h 90°

llexion/0° a d d u c t i o n w i t h 30° o f acetabular tilting.

However, the 3-D system provided no advantages concerning the ROML l K for an increased acetabular tilting in the case of adequate cup anteversion. Whatever the cup anteversion the 3-D system provided higher torques against subluxation (Fig. 4).

I AI-AI

I 3-D 4 5 ° incl., 0 ° A T

1 5 ° R V 0 ° A V 3 0 " A V

Fig.. 4: M a x i m u m resisting m o m e n t in subluxation f o r the internal rotation m o v e m e n t in 90° f l e x i o n und 0° a d d u c t i o n with 30° o f acetabular tilting.

In conclusion, the "self adaptation" of the intermediate cup of the 3-D- system could be demonstrated. This offers a possibility to reduce the risk of dislocation and subluxation in the case of improper cup position and acetabular tilting. Cup inclination of 45° and anteversion of 20° is favourable for the artificial joint stability. The variation and discrepancy of the acetabular tilting between sitting and standing positions have to be considered for the orientation of the acetabular cup.

g Q BlOmaterialien 6 (2), 2005

Bader R., Behrend D., Schuh Α., Kircher J., Steinhauser Ε., Mittelmeier W.

Können Repositionsmanöver nach Hüftendoprothesen-Luxation den Metallkopf beschädigen?

Can metallic heads be damaged by the relocation procedere after total hip dislocation?

Einleitung

Der Hauptgrund für die Revision und den Wechsel von künstlichen Hüftgelenken ist die aseptische Lockerung, die zumeist durch Abriebpartikel induziert wird. Die rezidivierende Luxation und Infektion sind die zweit- bzw. dritthäufigsten Ursachen für den Wechseleingriff.

Wir berichten über einen klinischen Fall, bei dem mehrere geschlossene und o f f e n e Repositionen nach Hüftendoprothesen-Luxation durchgeführt wurden.

Fallbeschreibung

Bei einer 6 9 - j ä h r i g e n Patientin w u r d e eine per- trochantere T r ü m m e r f r a k t u r und p r o x i m a l e F e m u r - s c h a f t f r a k t u r rechts mit einer G a m m a - N a g e l - O s t e o - synthese versorgt. Bei einem Sturz auf die rechte Hüfte sechs Monate postoperativ kam zu einer Perforation der Schenkelhalsschraube in das Acetabulum. Aus diesem Grund wurde nach Entfernung des Gamma-Nagels eine zementierte Langschaft-Endoprothese implantiert. Eine intraoperativ aufgetretene Femurschaftfraktur wurde mit einer Osteosynthese-Platte versorgt. Sechs Tage nach diesem Eingriff ereignete sich beim Aufstehen eine Luxation der Hüftendoprothese, welche geschlossen unter Bildwandlerkontrolle reponiert werden konnte. Bei einer erneuten Luxation ohne ersichtliches Trauma 18 T a g e p o s t o p e r a t i v m u s s t e eine o f f e n e R e p o s i t i o n durchgeführt werden. Nach Wechsel des Metall-Kopfs auf die Größe XL erfolgte im weiteren Verlauf eine Stiellockerung und Gelenkinfektion. Nach Übernahme durch unsere Klinik erfolgte a u f g r u n d einer einge- schränkten Compliance der Patientin mit zeitlicher und räumlicher Desorientierung ein einzeitiger septischer Endoprothesenwechsel mit Implantation eines zement- freien metallischen Standardpfannengehäuses und eines zementiertem proximalen Femurteilersatzes. 3 Wochen nach dem Revisionseingriff trat eine erneute Luxation in der A n s c h l u s s h e i l b e h a n d l u n g auf. Zunächst wurden mehrmalig frustrane geschlossene Repositionsmanöver d u r c h g e f ü h r t , dann o f f e n e Reposition mit Wechsel z w e i e r T e i l k o m p o n e n t e n (32 m m M e t a l l k o p f und P o l y e t h y l e n - I n s e r t ) . Bei Ansicht d e s explantierten 32mm Kobalt-Chrom-Kopfes fielen deutlich sichtbare Kratzspuren, v.a. im zentralen Bereich der Kopfkalotte, auf, weswegen die nachfolgend dargestellte Schadens- analyse erfolgte.

Schadenanalyse

Makro- und Mikroskopische Analyse des Kopfes Von der Oberfläche des Kopfes wurden Übersichts- aufnahmen mit einem Auflichtmikroskop (Axioskop, Fa.

Zeiss, Oberkochen, Framegrabber FG 32, Hasotek) und mit Digitalkamera (CF 15/4) angefertigt.

Dabei zeigten sich undisseminiert verlaufende Kratz- spuren mit Riefen und Materialaufwerfungen, vor allem im Bereich der zentralen Kopfkalotte (Abb. 1).

Abb. 1: Auflichtmikroskopie des Kopfes, im Detail 62,5- fach vergrößert.

Elektronenmikroskopische Analyse des Kopfes Die Oberflächenanalyse erfolgte mittels R E M (Typ XL 30, Fa. Philips, Eindhoven, Beschleunigungsspannung 20 kV) im h i g h - v a c c u m - B e r e i c h . Hierbei konnten plastische D e f o r m a t i o n e n , Abtrag (Riefen mit einer Breite von ca. 200 pm) sowie Materialaufwerfungen und -Verdichtungen detektiert werden (Abb. 2 und 3).

Abb. 2: REM-Darstellung: Ü b e r s i c h t s a u f n a h m e 2,5- fache (links) und 24-fache Vergrößerung (rechts).

Abb. 3: REM-Bild: in 800-facher Vergrößerung zeigen sich partielle Materialaufwerfungen.

Diskussion

Durch Hüftendoprothesen-Luxation und Repositions- manöver können Beschädigungen an der Oberfläche von Metall-Köpfen hervorgerufen werden, was konsekutiv zu erhöhtem Abrieb an der Polyethylen-Pfanne führen kann. Vor allem bei schwieriger, geschlossener Reposi- tion muss man mit Beschädigungen rechnen. Man sollte auch bei Reposition der Hüftendoprothese im Rahmen der Primäroperation auf etwaige Beschädigungen des Kopfes beim Gleiten über den Pfannenrand achten.

Korrespondenzanschrift:

Dr. med. Dipl.-Ing. Rainer Bader, Orthopädische Klinik, Universität Rostock, Doberanerstr. 142, 18057 Rostock

Q Q ' B l O m a t e r i a l i e n 6 (2), 2 0 0 5

Becker Α., Schöllhorn Κ., Dirix Υ., Schmotzer Η.

Die Ermittlung des linearen und volumetrischen Abriebs von Hart-Hart-Paarungen bei Hüftgelenken aus taktilen 3D-Oberflächenmessungen - Einfluss der Messparameter Investigation of linear and volumetric wear in Hard-Hard hip bearings using tactile 3D measurement technology - Influence of the measurement parameters

Einleitung

Eine h e u t e g ä n g i g e M e t h o d e zur E r m i t t l u n g d e s V e r s c h l e i ß e s e i n e r H a r t - H a r t - P a a r u n g ist d i e V e r m e s s u n g von E x p l a n t a t e n m i t t e l s e i n e r SD- Koordinaten Messvorrichtung und der anschließenden softwaremäßigen Auswertung der Punktewolke mittels geeigneter Algorithmen. Bei Hart-Hart-Paarungen ist der lineare Abrieb vergleichsweise klein. Deshalb ist die Ermittlung des linearen und volumetrischen Abriebs sehr stark von der Messgenauigkeit, dem Messwertrauschen, dem Nullpunktdrift und anderen Einflüssen abhängig.

Die Anforderungen an die Auswertung der Messwerte müssen deshalb darauf ausgerichtet sein, statistische und systematische Messwertabweichungen nach Möglichkeit zu kompensieren.

Ziel der hier vorgestellten Untersuchung ist es, den E i n f l u s s der v e r s c h i e d e n e n S t ö r g r ö ß e n auf die Ermittlung der A b r i e b s k e n n g r ö ß e n a u f z u z e i g e n und g e e i g n e t e M e t h o d e n z u r K o m p e n s a t i o n d i e s e r Störgrößen vorzustellen. Für diese Aufgabe wurde eine eigene Auswertesoftware in MathCAD entwickelt.

Vorgehen - Modellbildung

Die Auswertung von Messungen an Explantaten ist zu wenig reproduzierbar. Deshalb wurden reale Messungen simuliert, um den Einfluss von Störgrößen systematisch untersuchen zu können. Für die Nachbildung der realen Messbedingungen wurde eine virtuelle Kugel definiert bei der die Abriebszone eine ellipsenähnliche Kontur a u f w e i s t , wie das h ä u f i g a u c h bei E x p l a n t a t e n v o r g e f u n d e n wird. Die Lage dieser Z o n e kann frei bestimmt werden. Der Abrieb innerhalb dieser Z o n e wurde lateral und äquatorial mathematisch so definiert, dass der Übergang in die abriebsfreie Zone knickfrei e r f o l g t . Der M e s s r a s t e r ist äquidistant lateral und äquatorial 1.5°; das ergibt für die vollständige Abtastung der Kugel 15'960 Messwerte (Abb. 1).

V

Abb. 1: Virtuelles Explantat mit ellipsoiden Abriebzone zwischen Pol und Äquator

Z u n ä c h s t w u r d e f ü r dieses virtuelle Explantat das Verhalten der sortierten Radien (Abb. 2 und Abb. 3) auf die Variation der Position des M e s s m i t t e l p u n k t e s (Nullpunkt-Versatz), des max. linearen Abriebs und der M e s s g e n a u i g k e i t ( s i m u l i e r t d u r c h l i n e a r e s Messrauschen) analysiert [1,2].

14.01 π

13.985 J

\ 5001 1000' 15D01 Messwerte

Abb. 2: Sortierte Radien f ü r das virtuelle Explantat unter optimalen Messbedingungen (kein Messrauschen, kein NP-Versatz)

Im Anschluss erfolgte eine vollständige Auswertung der P u n k t e w o l k e . Das h i e r f ü r v e r w e n d e t e A u s w e r t e v e r - fahren auf MathCAD- Basis korrigiert den NP-Versatz, i n d e m die abriebsfreien Bereiche ( v i r g i n - B e r e i c h e ) , definiert und getrennt im Sinne eines least square fits approximiert werden. Dabei wird f ü r j e d e Halbkreis- messung der NP-Versatz identifiziert und anschließend kompensiert. Danach erfolgt die R e k o n s t r u k t i o n der Kugeloberfläche und die Berechnung des Abriebs.

Modellparameter

Form der Abriebsfläche (fix vorgegeben) Elliptisch mit Halbachsen:

a = 80°. b = 30°, Halbachsenmittelpunkt:

lamda = 140° und phi = 40c

Linearer A b r i e b (simuliert) 1 , 5 . 10 M i k r o n s

Messungenauigkeit (simuliert) = Messrauschen 0, 1, 3 Mikrons (statistisch lineare Verteilung)

N P - V e r s a t z der 3D-Kugelvermessung (simuliert) Nullpunktversatz: N P x . N P y N P z [Mikrons]

0.0.0; 0.0.5; 0.5.5; 5.0.5; 5.5.0;5.0.0;

0.5.0; 0.5.5; 5.5.5; -5.0.5; -5.-5.-5;

-5.-5.0; 5.5.20 Mikrons Kugelradtus (fix v o r g e g e b e n ) 14 m m +/- 0 A n z a h l M e s s p u n k t e (1 5 Schritte in Längen- u n d

Breitenkreis)

15960

T a b . 1: M o d e l l p a r a m e t e r im Ü b e r b l i c k . M e s s - ungenauigkeit 0 Mikron und NP-Versatz 0.0.0 stellen hierbei eine optimale fehlerfreie Messung dar.

Ergebnisse

Die Methode der sortierten Radien [1], wie sie bei PE- H ü f t p f a n n e n mit großem Abrieb gut a n w e n d b a r ist, eignet sich ohne besondere Korrektur nicht f ü r kleine Abriebswerte, weil die Einflüsse aus NP-Versatz und Messrauschen bei Hart-Hart-Paarungen im Vergleich zum Abrieb in die gleiche G r ö ß e n o r d n u n g k o m m e n (Abb. 3). Bei der Ermittlung des linearen Abriebs mit obiger Methode muss mit Fehlern von 100% und mehr gerechnet werden (Abb. 4). Dies gilt auch f ü r andere Verfahren zur Bestimmung der Abriebskennwerte. Das Auswerteverfahren auf M a t h C A D - Basis kompensiert den NP-Versatz nahezu vollständig. Das Resultat ist praktisch identisch mit dem Idealfall „kein NP-Versatz", R e s t a b w e i c h u n g e n sind hauptsächlich nur durch das

Q "J i B I O m a t e r i a ü e n 6 (2), 2005

statische Messwertrauschen bedingt. Darum werden nachfolgend nur noch die Ergebnisse für diesen Fall weiterbetrachtet (Abb. 5, Abb. 6).

Abb. 3: Sortierte Radien für das virtuelle Explantat.

Dargestellt ist der Einfluss der Nullpunktposition der Messung (NP-Versatz) für einen vorgegebenen linearen Abrieb von 10 Mikron und 0 Mikron Messrauschen.

180

0 noise 0 Mikron

• noise 1 Mikron

* '<0 • noise 3 Mikron

NP-Versatz (x,y,z) [jimJ

Abb. 4: Abweichung des Linearabriebs vom Sollwert über die Methode der sortierten Radien als Funktion von NP-Versatz und Messrauschen (noise).

iä noise 0 Mikron

• noise 1 Mikron!

• noise 3 Mikron

Theoretischer max linearer Abrieb Ιμπι]

Abb. 5: Abweichung des Linearabriebs vom Sollwert über den Ansatz MathCAD als Funktion vom Messrauschen (noise).

Darüber hinaus lässt sich mit diesem Verfahren das Abriebsvolumen bestimmen, wobei dieses bei großem Messrauschen, aufgrund diskreter Berechnung, tendenziell überschätzt wird (Abb. 6).

Eä noise 0 Mikron

• noise 1 Mikron

• ncise 3 Mikron

- 13 Mikro

Theoretischer max. Ii

Abb. 6: Abweichung des volumetrischen Abriebs vom Sollwert über den Ansatz MathCAD als Funktion vom Messrauschen (noise).

Diskussion

Im Rahmen dieser Simulation, lassen sich folgende Aussagen ableiten:

1. Das Verfahren der sortierten Radien eignet sich ohne Nullpunktkorrektur nicht für Paarungen mit kleinem linearen Abrieb (< 10 mm).

2. Unter der Annahme eines klar abgrenzbaren Abriebsbereiches berechnet das optimierte Verfahren den max. linearen Abrieb sehr genau, überschätzt bei vorhandenem Messrauschen jedoch den volumetrischen Abrieb mit bis zu 20 % (bei sehr kleinem Abrieb).

3. Bei der Anwendung des optimierten Verfahrens hatte die Veränderung der NP-Position auf die Berechnung des linearen und des volumetrischen Abriebs erwartungsgemäß nur einen marginalen Einfluss.

4. Die Bestimmung von Abriebskennwerten bei Hart- Hart-Paarungen ist bei der üblichen Messgenauigkeit von 3D-Messmaschinen (1-3 Mikron), dem unver- meidbaren Meßwertrauschen und dem nicht aus- schließbaren Nullpunktdrift nur mit aufwändigen mathematischen Auswerteverfahren möglich.

Das hier vorgestellte Verfahren unter Verwendung einer virtuellen Kugel sollte grundsätzlich bei der Validierung von Auswertesoftware zur Bestimmung von Abrieb auf Hüftkugeln bzw. in Hüftschalen Anwendung finden, da es die Genauigkeit des Programms unabhängig von den Störgrößen einer taktilen Messung ermöglicht.

Literatur

[1] A. Becker, H. Schmotzer, Y. Dirix: Linearer Abrieb im Hüftsimulator: Vergleich zwischen konventionellem und hochvernetztem Polyethylen, BlOmaterialien, 2004 [2] Y. Dirix, A. Becker, H. Schmotzer: UHMW-PE wear in a hip simulator. Comparison between linear and volumetric wear, O R S , Transactions V o l . 3 0 , Washington, D.C., Paper 1690, 2005

Korrespondenzanschrift

Andreas Becker Dipl. Ing. HTL, Plus Orthopedics Research, Schachenallee 29

CH-5001 Aarau

φ 2 .BlOmaterialien 6 (2), 2005

Berli Β., Elke R„ Dick W.

Mittelfristige Resultate des Morscher Press-Fit Cup (PFC) bei 171 Revisionen

Einleitung

Die Operationsmethode, welche bei Pfannenrevisionen gewählt wird hängt vom Defekt im acetabulären Bereich ab: Typ 1: vollständig erhaltene Cavität mit tragfähigem Rand; Typ 2: acetabulärer Rand sowie periphäre Zonen sind nicht tragfähig. Bei Typ 1 kann ein periphärer Kontakt zwischen e i n e m Press-Fit C u p und d e m autochthonen Beckenknochen erreicht werden. Bei Typ 2 wird in der Regel ein ARR (Acetabular Reinforcement Ring) Verwendung finden.

Material und Methode

Zwischen Juli 1988 und Dezember 1995 wurden 439 P f a n n e n g e w e c h s e l t . D a v o n w u r d e n 171 d i e s e r Revisionen bei 167 Patienten mit dem Morscher PFC durchgeführt. Es konnten 123 Hüften (119 Patienten) mit einer minimalen Nachkontrollzeit von f ü n f Jahren (durchschnittliche Beobachtungszeit 7,4 (5,0 - 10,5) Jahre) klinisch und radiologisch nachkontrolliert werden.

W ä h r e n d der N a c h k o n t r o l l p e r i o d e k o n n t e n zehn Patienten nur telefonisch befragt werden, 37 verstarben ohne eine Re-revision gehabt zu haben.

Ergebnisse

Kein einziger Press-Fit C u p musste wegen einer aseptischen Lockerung gewechselt werden. Hingegen erfolgten 20 Re-reVisionen: acht wegen rezidivierender Luxation (vier Augmentationen, vier Schaftwechsel), sechs wegen aseptischer Schaftlockerung, eine wegen eines S p ä t i n f e k t e s , zwei w e g e n p e r i p r o t h e t i s c h e r Schaftfrakturen nach Sturz, eine wegen Malposition des Schaftes und zwei wegen heterotoper Ossifikationen.

Die radiologische Auswertung zeigte lediglich in drei Fällen Osteolysen. 44 Pfannen (26%) wanderten nach k r a n i a l und m e d i a l bis zu 6 m m . N a c h z w e i B e o b a c h t u n g s j a h r e n konnte k e i n e Migration m e h r festgestellt werden. Die klinischen Scores waren gut und sehr gut in 82%, mässig in 17% und schlecht in 1%.

Diskussion

Die mittelfristigen Ergebnisse von Pfannenrevisionen mit einem PFC bei „contained" Defekten zeigen, dass die zusätzliche Schraubenfixation unnötig ist, dass im Gegenteil ein „settlement" im Falle einer Migration verunmöglicht wird und damit einen Lockerungsprozess fördert. Beim Press-Fit ist Absinken ( S u b s i d e n c e / Migration) nicht ein Zeichen der Lockerung sondern eine Restabilisierung im Sinne einer „ second line of defense".

Korrespondenzanschrift Dr. B. Berli

Orthopädische Uniklinik, Felix Platter-Spital 4012 Basel

Ο ^ BlOmaterialien 6 (2), 2005

Navigation in der Knieendoprothetik mit dem KneeLogics MKS-System - Erste Ergebnisse einer vergleichenden Studie

Computer assisted total knee arthroplasty with the KneeLogics MKS-System - First results of a comparing study

Einleitung

Die Standzeit des endoprothetischen Oberflächenersatzes im Kniegelenk wird in hohem Maße von der präzisen Ausrichtung der Komponenten beeinflusst. Ziel dieser Studie war es, die Präzision eines neuen Navigations- verfahrens zu evaluieren. Des weiteren galt es, im R a h m e n der klinischen A u s w e r t u n g eine A u s s a g e bezüglich der klinischen Frühergebnisse zu treffen.

Material und Methode

Entwickelt wurde das MKS-Navigationssystem f ü r die Implantation der Oberflächenersatzendoprothese der Fa.

ESKA. Das System bestimmt über Referenzpunkte am OSG und Kniegelenk sowie über eine kinematische Bestimmung des Hüftkopfzentrums die Beinachse. Nach O b e r f l ä c h e n a b t a s t u n g des Kniegelenkes erfolgt die n a v i g i e r t e P o s i t i o n i e r u n g der S c h n i t t l e h r e n . Die radiometrische Auswertung und die virtuelle Modell- bildung wurde miteinander verglichen. Für die klinische Auswertung wurde der HSS-Score verwendet.

Ergebnisse

In einer prospektiv randomisierten Studie wurden je 50 Patienten mit dem navigierten sowie dem bisher angewandten technisch instrumentierten OP-Verfahren v e r s o r g t und a u s g e w e r t e t . Die E r g e b n i s s e d e s radiologische A l i g n m e n t s und Besonderheiten des S y s t e m s w e r d e n v o r g e s t e l l t . Es zeigt sich ein signifikanter Qualitätsgewinn zugunsten der Navigation.

D i e k l i n i s c h e n F r ü h e r g e b n i s s e w e i s e n k e i n e signifikanten Unterschiede beider Verfahren auf.

Diskussion

Erste Resultate belegen die überlegene Präzision des navigierten Verfahrens. Auswirkungen auf Klinik und Standzeit bleiben längeren Studien vorbehalten.

Korrespondenzanschrift Dr. U. Böhling

Heliosklinikum Emil von Behring - Stiftung Oskar Helene Heim

Waltershöferstr. 11 D-14165 Berlin

Q / ^ BlOmaterialien 6 (2), 2005

Braun S., Beyerlein J., Imhoff A.B.

Erfahrungen mit einem künstlichen Knorpelersatz für die Behandlung fokaler Osteonekrosen Experience with an artificial cartilage replacement for treatment of focal osteonecrosis

Einleitung

Als alternatives Verfahren zu etablierten Methoden wie der Knorpel-Knochen-Transplantation (OATS) [2], bot sich ein neues künstliches Material zum Knochen- K n o r p e l - E r s a t z aus P o l y v i n y l - A l k o h o l - H y d r o g e l (SaluCartilage™) an. Das Fehlen eines E n t n a h m e - defekts, die Beschränkung des Eingriffs auf ein Gelenk und eine sofortige postoperative Belastbarkeit machen das Verfahren interessant.

Material und Methode

Polyvinyl-Alkohol wird seit langem als Hydrogel mit p h y s i o l o g i s c h e r K o c h s a l z l ö s u n g in der K o n t a k t - linsenindustrie, sowie zur Nervenisolation angewandt.

Die E i g e n s c h a f t e n sind in m e c h a n i s c h e r und p h y s i k a l i s c h e r Hinsicht dem natürlichen K n o r p e l vergleichbar [3, 4], Zwischen 9/2002 und 10/2003 wurden 12 Patienten mit einem mittleren Alter von 55,7 Jahren am Kniegelenk und drei Patienten am Talus operiert. Die Defekte an den operierten Kniegelenken konnten mit durchschnittlich 1,33 Zylindern (10 oder 15 mm), am Talus mit jeweils einem Zylinder gedeckt werden. Das operative Vorgehen entspricht der OATS T e c h n i k , a l l e r d i n g s o h n e E n t n a h m e e i n e s Spenderzylinders. Es wurden präoperativ sowie nach sechs Wochen, drei, sechs, 12 und 24 Monaten klinische N a c h u n t e r s u c h u n g e n , Röntgendiagnostik sowie der IKDC Score erfasst.

Ergebnisse

Der unmittelbare postoperative Verlauf zeigte gute E r g e b n i s s e mit s o f o r t i g e r B e l a s t b a r k e i t , f r e i e r Beweglichkeit und zunächst keinerlei Ruheschmerzen, was sich in einem Verlauf des IKDC Scores von 35,7 Punkten präoperativ auf 52,9 nach drei M o n a t e n wiederspiegelte [1], Im MRT zeigte sich eine regelrechte Positionierung der Implantate mit kongruenter, glatt a b s c h l i e ß e n d e r G e l e n k f l ä c h e u n d o h n e Lockerungsanzeichen. Nach durchschnittlich 514 Tagen (min. 254, max. 935) mussten aufgrund rezidivierender E r g ü s s e , B e l a s t u n g s s c h m e r z e n und z u m T e i l Gelenkblockaden sieben von 15 Patienten revidiert und die Implantate entfernt werden. Davon wurden drei Patienten mit O A T S und vier mit einer unicondylären oder Totalendoprothese versorgt. Bei weiteren sieben Patienten steht a u f g r u n d r e z i d i v i e r e n d e r E r g ü s s e , S c h m e r z s y m p t o m a t i k und d a r a u s r e s u l t i e r e n d e r erheblicher Einschränkung im Alltag eine Revision bevor. Lediglich eine 39-jährige Patientin ist im Alltag absolut beschwerdefrei und voll sportfähig.

Implantation eines

Diskussion

A u f g r u n d der vorliegenden Ergebnisse hat sich das untersuchte Implantatmaterial in dieser Anwendungs- form nicht als geeignet erwiesen. Somit ist die OATS- Technik zum jetzigen Zeitpunkt weiterhin die Therapie der Wahl zur B e h a n d l u n g f o k a l e r O s t e o n e k r o s e n , osteochondraler Defekte sowie der Osteochondrosis dissecans.

Literatur

[1] Braun S., Beyerlein J„ Imhoff Α. B.: SaluCartilage™

- erste E r f a h r u n g e n mit einem neuen künstlichen K n o r p e l e r s a t z f ü r die B e h a n d l u n g der f o k a l e n Osteonekrose. Kongress Süddt. O r t h o p ä d e n , Baden Baden, 2004

[2] Imhoff Α. B., Oettl G. M.: Arthroscopic and open t e c h n i q u e s f o r t r a n s p l a n t a t i o n of o s t e o c h o n d r a l autografts and allografts in various joints. Surgical Technology International VIII, ρ 249-252, 1999

[3] Stammen J. Α., Williams S., Ku D. N„ Guldberg R.

E.: Mechanical properties of a novel PVA hydrogel in shear and unconfined compression. Biomaterials 22 (2001)799-806

[4] Watase M., Nishinari K.: Large deformation of hydrogels of poly (vinyl alcohol) hydrogel, agarose and kappa-carrageenan. Makromol Chem 186:1081-1086,

1985

Korrespondenzanschrift Dr. med. Braun S.

Sportorthopädie

Technische Universität München Connollystr. 32

80333 München - Deutschland Abb. 1: M R T drei Monate nach Polyvinyl-Hydrogelalkoholzy linders

B l O m a t e r i a l i e n 6 (2), 2 0 0 5

Büscher R., Fischer A.

Controlling beneficial effects in MoM hip joints by using a microstructured topography

Introduction

MoM hip joints are increasingly accepted by orthopaedic surgeons. Self-mating cobalt base couples, i.e., show low volumetric wear rates and a mild tissue response.

However, relatively high run-in wear rates are still a major cause for concern. Therefore, a microstructured surface is introduced which might have the potential to reduce particle emission especially during initial articulation. An increased primary stability reducing the pain for the patient and an increasing lifetime of MoM implants are aspired.

Materials and Methods

Although stainless steels where already abandoned in the early trials of MoM hip arthroplasty, a high-nitrogen steel (HNS), which was shown to have a significantly increased wear resistance over common medical steels [1], was used in the present study. The nickel-free steel 1.4452 can be topographically structured using a novel etching process in sulphuric acid (Fig. 1). This treatment leads to the formation of microscopic cones on the surface without distinctly changing the mechanical or corrosive properties of the metal. Wear testing was performed using a reciprocating cylinder (polished HNS) -on-bar (structured HNS) set-up in 2% FCS. Wear tracks were measured and characterized using SEM after 0.5, 1.0 and 1.5 million cycles (6 Hz).

F i g . 1: SEM image showing the structured surface

Results

The results showed that structured surfaces can reduce the volumetric wear by > 20 % in the initial period of the tests. Even more, no (detectable) wear occurred on the structured bars from 1 to 1.5 million cycles, whereas for the polished bars an increase in wear took place. SEM and EDX indicated a denaturation of organic substances at metallic asperities leading to tribolayers on - and a large amount of organic material in between the former cones (Fig. 2). Worth mentioning, this hybrid surface

smoothens during wear, whereas the polished bars become rougher during the tribological testing.

Discussion

A microstructured surface can reduce wear by an increased generation and a controlled trapping of organic compounds mixed with metallic debris. Both hinder direct metal-to-metal contacts and thereby protect the surface from wear. The reduced emission of debris might aid to reduce third-body reactions within the periarticular tissue. However, since steels are yet to be accepted as alternative materials in hip joint surgery, such structures need to be additionally applied on cobalt base alloys to finally achieve an increased lifespan for commercial MoM hip joints.

Fig. 2: SEM image showing the structured surface after 0.5 million cycles. Dark areas: flattened metallic cones; bright areas: organic substances and debris

[1 ] Büscher et al. (2003) MATWER 34:966-975

Korrespondenzanschrift Dipl.-Ing. Robin Büscher Universität Duisburg-Essen Lotharstr. 1

47057 Duisburg

buescher(g'wt 2.un i-<iLiishi.ii'Lr.de

Q f o B l O m a t e n a l i e n 6 (2), 2005

Diehl P., Schauwecker J., Naal F.-D., Magdolen U., Gradinger R., Schmitt Μ., Mittelmeier W., Steinhauser Ε.

Hydrostatische Hochdruckbehandlung als Alternativverfahren zur lokalen Behandlung maligner Knochentumoren?

High Hydrostatic Pressure treatment of malignant chondral/bone tumors - An alternative approach for limb salvage to extracorporal irradiation or autoclaving?

Einleitung

Die Rekonstruktion großer tumorbefallener segmentaler K n o c h e n d e f e k t e stellt ein zentrales P r o b l e m in der O r t h o p ä d i e d a r . Z w e i m ö g l i c h e a u t o l o g e R e k o n s t r u k t i o n s v e r f a h r e n sind d i e i n t r a o p e r a t i v e extrakorporale Bestrahlung oder die Autoklavierung von t u m o r b e f a l l e n e n K n o r p e l - K n o c h e n s e g m e n t e n mit anschließender Reimplantation. Bei diesen Methoden k o m m t e s zu e i n e r d e u t l i c h e n R e d u k t i o n d e r biomechanischen und biologischen Eigenschaften des Transplantates, so dass der E n t w i c k l u n g alternativer Behandlungsverfahren große Bedeutung zukommt. Der Einsatz der H o c h d r u c k t e c h n o l o g i e hat sich in der L e b e n s m i t t e l i n d u s t r i e z u r H a l t b a r m a c h u n g von Lebensmitteln unter Erhalt von Vitaminen Aroma und Geruchsstoffen etabliert. Dieses Verfahren schaltet die R e p l i k a t i o n s f ä h i g k e i t von eu- und p r o k a r y o t i s c h e n Zellen nachhaltig aus. A u s diesem Grund w u r d e in präklinischen Tests untersucht ob sich die hydrostatische Hochdruckbehandlung (HHD) als Alternativverfahren zu den etablierten Verfahren zur Tumorsterilisation eignet.

Ziel: Devitalisierung von Tumorzellen unter Erhalt der biologischen und biomechanischen Eigenschaften von Knochen-Knorpelsegmenten und Sehnen nach HHD.

Material und Methode

( a ) V e r s c h i e d e n e m e s e n c h y m a l e h u m a n e T u m o r z e l l l i n i e n in Z e l l s u s p e n s i o n u n d a u f extrazellulärer Matrix (Fibronectin) adhärent wachsend sowie t u m o r b e f a l l e n e K n o c h e n s e g m e n t e (Ewing- und O s t e o s a r k o m ) , w u r d e n n a c h H H D B e h a n d l u n g (Druckstufen bis 350 MPa, Druckdauer 10 min 37 °C) auf Vitalität untersucht.

( b ) H y a l i n e K n o r p e l - und M e n i s k u s s e g m e n t e mit s u b c h o n d r a l e r G r e n z l a m e l l e a u s b o v i n e n F e m u r k o n d y l e n , S p o n g i o s a - und Kortikalischips aus paarigen humanen Femora und Schweineachillessehnen wurden druckbehandelt (0, 300 und 600 MPa, 10 min., 37 °C). A n s c h l i e ß e n d wurden die G e w e b e auf ihre b i o m e c h a n i s c h e n E i g e n s c h a f t e n g e t e s t e t s o w i e immunhistologische Schnitte angefertigt.

( c ) Die f ü r die O s t e o i n d u k t i o n m i t v e r a n t w o r t l i c h e n ECM-Proteine Fibronektin, Vitronektin und Collagen I wurden nach HHD Behandlung (0, 300 und 600 MPa, 10 min., R T ) auf Z e l l k u l t u r p l a t t e n a u f g e b r a c h t . Im A n s c h l u s s w u r d e d a s P r o l i f e r a t i o n s - u n d Adhäsionsverhalten von humanen Osteoblasten sowie die Tumorzellen (Saos-2) untersucht.

Ergebnisse

Ab Hochdruckbereichen von 350 MPa konnten keine v i t a l e n Z e l l e n m e h r n a c h g e w i e s e n w e r d e n . Die biomechanischen Eigenschaften von Sehnen, Knorpel und Knochen bleiben nach H H D Behandlung bis 600 MPa weitgehend erhalten.

I m m u n h i s t o c h e m i s c h z e i g t e sich kein v e r ä n d e r t e s Verteilungsmuster und keine veränderte Anfärbbarkeit der Kollagene von S e h n e n und Knorpel nach einer HHD-Behandlung bis 600 MPa. H H D bis 600 M P a hat keinen E i n f l u s s auf die untersuchten E C M P r o t e i n e bezüglich Proliferation und Adhäsion.

Diskussion

Bei d e r B e h a n d l u n g v o n K n o r p e l g e w e b e m i t h y d r o s t a t i s c h e m H o c h d r u c k w e r d e n T u m o r - u n d N o r m a l g e w e b s z e l l e n z e r s t ö r t . Im G e g e n s a t z d a z u b l e i b e n d i e b i o m e c h a n i s c h e n u n d b i o l o g i s c h e n E i g e n s c h a f t e n d e s G e w e b e s , im G e g e n s a t z zu thermischen Verfahren und Bestrahlung, erhalten. Ziel der Hochdrucktechnologie wäre es nach Resektion eines t u m o r b e f a l l e n e n K n o r p e l - K n o c h e n a r e a l s d u r c h hydrostatischen H o c h d r u c k ein t u m o r f r e i e s a u t o l o g e s S e g m e n t zu e r s t e l l e n , w e l c h e s e f f i z i e n t z u r Rekonstruktion reimplantiert werden könnte.

Literatur

[1] Diehl P., Reuning U., Gollwitzer H „ Magdolen U., Gerdesmeyer L., Schauwecker J., Tuebel J„ Gradinger R., Mittelmeier W., Schmitt M.: Effect of extracorporeal high hydrostatic pressure on tumor cell adherence and viability. Oncol Rep; 12, 369-373, 2004

[2] Diehl P., Schmitt Μ., Schauwecker J., Eichelberg Κ., Gollwitzer Η., Gradinger R., Göbel Μ., Preissner Κ.Τ., Mittelmeier W., Magdolen U.: Effect of high hydrostatic pressure on biological properties of extracellular bone matrix proteins. In Druck: Int.J.Mol.Med., 2005

[3] Diehl P., Naal F.-D., Schauwecker J., Steinhauser Ε., Milz S., Gollwitzer Η., Mittelmeier W.: Biomechanische Eigenschaften von Gelenkknorpel nach hydrostatischer Hochdruckbehandlung, eingereicht: Z.Orthop., 2005 [4] Diehl P., Schmitt M., Blumelhuber G „ Frey B „ van Laak S., Fischer S., M ü h l e n w e g B., Meyer-Pittroff T., Gollwitzer H., Mittelmeier W.: Induction fo tumor cell death by high hydrostatic pressure as a novel supporting technique in orthopedic surgery. Oncol.Rep., 10 (6), 1851-1855, 2003

[4] Steinhauser Ε., Hadaller Μ., Diehl P., Schauwecker J., B u s c h R., G r a d i n g e r R., M i t t e l m e i e r W . : b i o m e c h a n i c a l i n v e s t i g a t i o n of the e f f e c t of high h y d r o s t a t i c p r e s s u r e t r e a t m e n t on the m e c h a n i c a l properties of human bone. In Druck: J.Biomed.Mat.Res., 2005

Korrespondenzanschrift Dr. Peter Diehl

Abteilung f ü r Sportorthopädie, Technische Universität München

Ismaningerstr. 22

81675 München, Deutschland

Q ^ 7 ' B I O m a t e r i a l i e n 6 (2), 2 0 0 5

Dietrich Μ., Krause C.

Sicherheit von direkt verklemmten keramischen Pfanneneinsätzen

Einleitung

Komplikationsraten von keramischen K o m p o n e n t e n werden häufig kontrovers diskutiert. Obgleich die K o m p l i k a t i o n s r a t e n v o n d i r e k t v e r k l e m m t e n keramischen Pfanneneinsätzen im Vergleich zu anderen Komplikationsraten bei Hüftimplantationen gering sind, ist eine Komplikation im Regelfall mit einem erneuten Eingriff für den Patienten verbunden.

Material und Methode

K o m p l i k a t i o n s r a t e n v o n d i r e k t v e r k l e m m t e n keramischen Pfanneneinsätzen aus Biolox®forte wurden ausgewertet. Betrachtet wurden die Produktionsjahre 2 0 0 0 - 2 0 0 4 . Zu unterscheiden sind Komplikationen intraoperativ und in vivo.

Ergebnisse

Komplikationsraten keramischer Komponenten aus den Produktionsjahren 2000-2003 weisen einen deutlichen Abfall von 0.02% im Jahr 2000 und 0,01% im Jahr 2003 auf (Abb. 1). Betrachtet man dazu im Vergleich die Komplikationsrate von direkt verklemmten keramischen Pfanneneinsätzen kumuliert aus den Produktionsjahren 2002-2004 ist eine deutlich niedrigere Rate von 0,005%

zu erkennen (Abb. 1, letzter Balken).

Kom plkat b nsrate Ke ram Echer Komponenten ii \ivo KigdlopfeuiJP&iHHrtaiBioloxbrtcftodLHior^äieJOOOSOOaXomptilatioioibetdtebisZOOW;·

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Komplifet: orerat ei η Ab rang igten vo nd ff Impl ait a lored ajer

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f Basis: 53 fractires

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Abb. 2: Komplikationsrate von direkt verklemmten keramischen Pfanneneinsätzen in Abhängigkeit von Implantationsdauer

Kom0ikatcnen iltracperatv

Alle Gr8ef\ Prcduktioisjafre 3X03D4, Kcmpiikatoisrate gsmelAtbis 2T5-CB 0Ö25 -

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2001 2002

Pr cduk t als ja fr

0025

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Q01S Q01

Pr cduk ti cns Ja tr

Abb. 1: Komplikationsrate von keramischen Kompo- nenten in Abhängigkeit vom Produktionsjahr

Nach zirka 12 Monaten treten bei direkt verklemmten keramischen Pfanneneinsätzen 50% aller Komplika- tionen in vivo auf. Über 90% treten nach 42 Monaten auf (Abb. 2).

Deutlich zu erkennen ist, dass intraoperatives Chip-off über die Jahre abgenommen hat und Stand heute als vernachlässigbar betrachtet werden kann (Abb. 3).

Korrespondenzanschrift Dr. Martin Dietrich Medizintechnik CeramTec AG Fabrikstr. 23-29 73207 Plochingen

Abb. 3: Komplikationsrate von direkt verklemmten keramischen Pfanneneinsätzen interoperativ

Diskussion

Die Auswertungen zeigen, dass

1. die Komplikationsrate keramischer Komponenten in Abhängigkeit vom Produktionsjahr fällt. Dabei hat d i e K o m p l i k a t i o n s r a t e v o n k e r a m i s c h e n Pfanneneinsätzen deutlich geringer.

2. Hochrechnungen von zu erwartenden Komplikation e r s t e l l t w e r d e n k ö n n e n . D a m i t k ö n n e n Unregelmäßigkeiten bewertet werden (Abb. 1- rechter Balken).

3. Es hat ein Training der Operateure stattgefunden, da Chip-off nur noch selten als Komplikation auftritt (Abb. 3).

4. e i n e n w e s e n t l i c h e n E i n f l u s s a u f d i e Komplikationsrate das Gesamtsystem und/oder der Operateur haben können.

5. Komplikationsraten von Pfanneneinsätze mit einer PE-Umhüllung abhängig von der Systemgestaltung bzw. Herstellung sind.

Literatur

Garino J.: An update and perspectives on ceramic c o m p o n e n t f a i l u r e s - to be p u b l i s h e d in Symposiumstagungsband 10. Biolox - Symposium, June 2005.

φ g BlOmaterialien 6 (2), 2005

Eder Η., Eichhorn S., Mückley Τ., Steinhauser Ε.

Kompressionsverhalten verschiedener Marknägel bei Arthrodese des Sprunggelenks eine in vitro Untersuchung

Experimental Investigation of the Compression of Different Intramedullary Rods for Ankle Arthrodesis

Einleitung

F ü r d i e i n t r a m e d u l l ä r e O s t e o s y n t h e s e l a n g e r Röhrenknochen sowie für die Arthrodese von Knie und S p r u n g g e l e n k f i n d e n z u n e h m e n d k o m p r i m i e r b a r e I m p l a n t a t e V e r w e n d u n g . Z u r A r t h r o d e s e d e s Sprunggelenkes stehen komprimierbare Marknägel mit u n t e r s c h i e d l i c h e n K o m p r e s s i o n s m e c h a n i s m e n zur Verfügung. Ziel dieser in-vitro-Untersuchung war die Erfassung des Verlustes der erzeugten Kompression v e r s c h i e d e n e r A r t h r o d e s e n ä g e l im u n b e l a s t e t e n p o s t o p e r a t i v e n Z u s t a n d , s o w i e unter z y k l i s c h e r Belastung.

Material und Methode

Zwei Kompressionsnagelsysteme (Biomet Arthrodesis- Nail; Stryker T2 Femurnagel) mit unterschiedlichen Kompressionsmechanismen (extern über Zielgerät vs.

intern über G e w i n d e ) wurden mit D M S - S e n s o r i k i n s t r u m e n t i e r t . Z u r V e r m e i d u n g i n t r a - u n d interindividueller Streuungen erfolgte die Implantation in ein Kunstknochemmodell (Fa. Sawbones, USA). Der Abfall der durch die Implantate erzeugten Kompression w u r d e 24 S t u n d e n p o s t o p e r a t i v o h n e e x t e r n e Krafteinleitung aufgezeichnet. Anschließend erfolgte eine zyklische Belastung über 10.000 Zyklen, einer postoperativen Teilbelastung entsprechend. Der Abfall der Kompressionskraft wurde ebenfalls erfasst.

Ergebnisse

Der durchschnittliche Abfall der Kompression betrug nach 24 Stunden ohne Belastung für das Implantat mit dem internen Kompressionsmechanismus (Stryker T2) 4 5 % , f ü r d a s I m p l a n t a t mit d e m e x t e r n e n K o m p r e s s i o n s m e c h a n i s m u s ( B i o m e t ) 5 5 % . B e i m B i o m e t - N a g e l zeigte sich ein Abfall der initial eingebrachten Kompression um zirka 30%, unmittelbar nachdem die externe Kompressionsvorrichtung entfernt wurde und die e r z e u g t e K o m p r e s s i o n durch die eingebrachten Schrauben gehalten w u r d e . Bei der anschließenden dynamischen Belastung kam es lediglich zu geringen weiteren Verlusten der K o m p r e s s i o n . (Durchschnittlich 1,5% Stryker T2, 3,7% Biomet Arthrodesis Nail)

Spannvorgang Biomet Statischer Messversuch

0,500 0,400 0,300 0,200 0,100

0,000

l / V / l

VT

net 3

ρ

- Lösen der

Spannvorrichtung Lösen der

Spannvorrichtung Lösen der

Spannvorrichtung

120 180 240 300 360 4 2 0 4 8 0 540 6 0 0 660 7 2 0 780 8 4 0 9 0 0 Zelt lsec|

Abb.l: Abfall der Kompression beim Biomet-Merck- Nagel nach Lösen der externen Spannvorrichtung Diskussion

Der zeitliche Abfall der eingeleiteten Kompression in ein O s t e o s y n t h e s e s y s t e m zeigte sich von der Art der Kompressionserzeugung abhängig. Deutlich zeigte sich ein starker Abfall der Kompression unmittelbar nach Entfernen des externen Kompressionsmechanismus. Der höchste Abfall der Kompression erfolgt bei beiden N a g e l s y s t e m e n innerhalb der ersten zwei Stunden postoperativ ohne äußere Belastung. Bei Verwendung eines h u m a n e n P r ü f m o d e l l s d ü r f t e der Abfall der Kompression wesentlich stärker ausgeprägt sein.

Literatur

[1] Berson L. et al.: Evaluation of compression in intramedullary hindfoot arthrodesis. Foot Ankle Int.

23:992-5. 2 0 0 2

[2] Christofolini L. et al.: Mechanical validation of whole composite tibia models. J Biomech 33: 279-88;

2000

Korrespondenzanschrift Dipl.-Ing. HTL Horst Eder

Klinik für Orthopädie u. Sportorthopädie, TU München Abt. Biomechanik

Connollystrasse 32 80809 München

C ) C p | B I O m a t e r i a ü e n 6 (2), 2 0 0 5

Eichhorn S., Trapp Ο., von Oldenburg G., Steinhauser E.

Experimentelle Analyse des Z-Effekts am Proximalen Femurnagel (PFN) Experimental Investigation of the Z-effect of the Proximal Femur Nail (PFN)

Einleitung

Zur Versorgung ausgewählter trochantärer Frakturen des Femurs findet der Proximale Femurnagel (PFN; Fa.

Synthes) häufig Verwendung. Der Z-Effekt beschreibt die g e g e n l ä u f i g e M i g r a t i o n s b e w e g u n g der oberen H ü f t g e l e n k s s c h r a u b e ( H G S ) z u r u n t e r e n Schenkelhalsschraube (SHS) infolge physiologischer Belastung. Je nach Bewegungsrichtung der Schrauben wird der Effekt in Z-Effekt oder umgekehrten Z-Effekt unterschieden. Ziel der durchgeführten Untersuchung war die Entwicklung eines Simulationsmodells zur experimentellen Untersuchung des Z-Effekts auf Basis der in der Literatur angeführten Entstehungshypothesen.

Abb. 1: Z-Effekt mit gegenläufiger Migrationsbewegung von SHS und HGS [1]

Material und Methode

Anhand von Röntgenaufnahmen und der in der Literatur angeführten Begründungen wurde eine Matrix möglicher mechanischer Ursachen des Effektes aufgestellt und a n s c h l i e ß e n d in e i n e m d y n a m i s c h e n P r ü f m o d e l l untersucht.

Als mögliche Ursachen wurden ermittelt:

Instabilität der Fraktur; Knochenqualität; CCD-Winkel;

S c h r a u b e n p o s i t i o n ; I m p l a n t a t p o s i t i o n ; Qualität der i n t r a m e d u l l ä r e n V e r r i e g e l u n g ; K ö r p e r s e i t e ; S c h r a u b e n l ä n g e ; I m p l a n t a t m a t e r i a l ; E i n f l u s s von Weichteilgewebe [1-3].

Als Prüfmodell diente ein abstrahierter Femurkopf mit der Möglichkeit, die Schrauben zu blockieren bzw. frei gleiten zu lassen. Des w e i t e r e n w u r d e ein mit Knochenersatzmaterialien (Fa Sawbones, Schweden) verschiedener Dichte befüllbarer Femurkopf verwendet.

Das Prüfmodell wurde schwellend (0,1-0,7 kN) bei 2 Hz in einer U n i v e r s a l p r ü f m a s c h i n e (Roell Amsler REL 2 1 0 0 ) b e l a s t e t [2], Die M i g r a t i o n s s t r e c k e n der Schrauben wurden nach 500 und 1000 Lastwechseln bestimmt.

Ergebnisse

Bei der Analyse der zur Verfügung stehenden Röntgen- aufnahmen konnte kein eindeutiger Z u s a m m e n h a n g zwischen Frakturtyp und Schraubenmigrationsmuster ermittelt werden.

Ein Z u s a m m e n h a n g zwischen dem A u f t r e t e n des Effektes abhängig von der Körperseite bzw. Qualität der intramedullären Verankerung der Implantate konnte nicht festgestellt werden.

Bei dynamischen Versuchen mit dem Prüfmodell konnte unter Abstraktion einer 3 I - A 2 Fraktur bei unparalleler Schraubenlage eine mediale Migrationsbewegung der SHS dargestellt werden, bei paralleler Schraubenlage eine laterale Migrationsbewegung.

Diskussion

Bei der Verwendung von intramedullären Implantaten mit dynamischen 2-Schraubensystem zur Verankerung im proximalen Femur kann eine spontan einsetzende M i g r a t i o n s b e w e g u n g der S c h r a u b e n bereits nach wenigen Belastungszyklen nicht ausgeschlossen werden.

Unparallele Schraubenlage kann das Einsetzen von S c h r a u b e n b e w e g u n g e n b e g ü n s t i g e n . S t e i g e n d e Instabilität der Fraktur begünstigt ebenfalls das Auftreten von Migrationsbewegungen.

Literatur

[1] Werner-Tutschku W. et al.: Intra- and perioperative c o m p l i c a t i o n s in the s t a b i l i z a t i o n of per- and subtrochanteric femoral fractures by means of PFN.

Unfallchirurg 105: 881-85; 2002

12] S c h i p p e r I.B. et al.: T r e a t m e n t of unstable trochanteric fractures. J Bone Joint Surg (Br) 86: 86-94.

2004

[3] Herera A. et al.: A comparative study of trochanteric fractures treated with the Gamma nail or the proximal f e m u r nail. International Orthopaedics 26: 365-369;

2002

Korrespondenzanschrift Dipl.-Ing. Stefan Eichhorn

Klinik für Orthopädie u. Sportorthopädie TU München Abt. Biomechanik

Connollystrasse 32 80809 München

1 0 0 B' °m a t e r i a i i e n 612)'2005

Ewald Α., Thull R.

Korrelation von Zytotoxizitäts- und Korrosionsprüfung zur objektiven Biokompatibilitäts- prüfung metallischer Implantatwerkstoffe

Correlation of Cytotoxicity and Corrosion Testing for an objective Biocompatibilityassay for metallic Implantmaterials

Einleitung

Zytotoxizitätstests für Implantatwerkstoffe werden in DIN EN ISO 10993 geregelt. Für metallische Werkstoffe sind dies Teil 5 und 12 direkt und Teil 15, der die Korrosionseigenschaften nachfragt. Sinnvoll ist eine Korrelation beider, da die Zytotoxizität vor allem den Korrosionsprodukten zuzuordnen ist. Diese Korrelation nimmt eine in Anlehnung an beide Standards entwickelte P r ü f u n g vor, die den E i n f l u s s von in e i n e m Immersionstest gewonnenen Korrosionsprodukten auf anwendungsortnahe Zelllinien untersucht.

Material und Methode

Metallische Proben (Aluminium, VA Stahl) werden im Immersionstest bei 100°C 72h in 0,9% NaCl in den von d e r D I N E N I S O 1 0 9 9 3 - 1 2 v o r g e g e b e n e n V o l u m e n v e r h ä l t n i s s e n ( 0 , 2 g / m l b z w . 3 c n r / m l ) ausgelagert. Als Negativkontrolle wird Borosilikatglas v e r w e n d e t . Die K o n z e n t r a t i o n s b e s t i m m u n g der Korrosionsprodukte erfolgt mit Hilfe der ICP-MS aus einem Teil des Eluates. Einem anderen Teil wird Z e l l k u l t u r m e d i u m in P u l v e r f o r m zugegeben. Nach V o r g a b e von T e i l 5 der N o r m e r f o l g t d e r Zytotoxizitätsnachweis mit L929 Fibroblasten nach üblichem Verfahren. Die Viabilität der Zellen wird anhand des Zellwachstums, der Zellaktivität und der Bestimmung des Gesamtproteingehaltes ermittelt.

Ergebnisse

Mit der Eluation der W e r k s t o f f e bei 100°C f ü r 72h lassen sich Korrosionsprodukte erhalten, die denen nach üblicher Eluation bei 37°C über 24h - 72h in etwa entsprachen.

Abbildung I zeigt den Vergleich des Zellwachstums in beiden Eluaten. Das Zellwachstum ist in allen Proben innerhalb der statistischen Schwankungsbreite gleich.

Die relative Atmungsaktivität ist in A b b i l d u n g 2 dargestellt. Die Atmungsaktivität der Zellen ist in den Aluminiumeluaten tendenziell niedriger als die der Zellen in Kontroll- bzw. Stahleluaten. Dieser Effekt ist

in etwa gleich ausgeprägt in beiden Eluaten.

Der G e s a m t p r o t e i n g e h a l t der Zellen ist in den untersuchten Eluaten im Rahmen der statistischen Schwankung gleich.

120 100

8 0

6 0

4 0

20

Zellzahl in %

- X -

n e g . K o n . E l u a t A l u E l u a t S t a h l neg.Kon. E l u a t A l u E l u a t S t a h l 3 7 j C , 4 8 h 100 j C, 7 2 h

Abb. 1: Relative Zellzahl nach u n t e r s c h i e d l i c h e n Eluationsverfahren

AlmungsaktiwtStin

n e g . K o n . E l u a t A l u E l u a t S t a h l n e g . K o n E l u a t A l u E l u a t S t a h l 3 7 j C , 4 8 h 100 jC, 7 2 h

Abb.2: Relative A t m u n g s a k t i v i t ä t der Zellen nach unterschiedlichen Eluationsverfahren

Diskussion

Es zeigte sich, dass die Eluation über 3d bei 100°C gleiche Ergebnisse liefert, wie bei der Eluation bei 37°C über 48h. Anders als in der DIN EN ISO 10993 bisher gefordert, lässt sich durch Kombination der Teile 5 und 15 die beobachtete Zytotoxizität der Konzentration der K o r r o s i o n s p r o d u k t e in einer kombinierten P r ü f u n g zuordnen.

Korrespondenzanschrift Dr. Andrea Ewald

Lehrstuhl f ü r F u n k t i o n s w e r k s t o f f e der Medizin und Zahnheilkunde

Universität Würzburg Pleicherwall 2 D-97070 Würzburg

1 Q 1 BlOmateriallen 6 (2), 2005

Glien W „ Oberbach Th., Begand S., Kaddick Ch.

Verschleißuntersuchungen mit verschiedenen keramischen Gleitpaarungen und Artikulationsdurchmessern

Wear investigations with different ceramic wear couples and diameters

Einleitung

Zur Erhöhung der Bauteilsicherheit von keramischen Hüftgelenkkomponenten bieten sich zwei Wege.

Zum einen kann durch Verbesserungen des Werkstoffs als auch durch den Einsatz neuer keramischer Materialien wie der Dispersionskeramiken die Festigkeit und Zuverlässigkeit der Keramikbauteile erhöht werden.

Aus konstruktiver Sicht führt die Verwendung großer Artikulationsdurchmesser zur Erhöhung der Beweglichkeit des Kunstgelenkes und gleichzeitig zur Verminderung des Luxationsrisikos.

Sowohl beim Einsatz neuer Werkstoffe als auch bei der Verwendung größerer Gelenkdurchmesser ist es notwendig, den Einfluss der oben genannten Veränderungen auf das Verschleißverhalten der Gleitpaarung zu untersuchen.

Material und Methode

Im Hüftsimulator nach ISO 14242 wurde das Verschleißverhalten verschiedener Gleitpaarungen und Durchmesser über eine Dauer von zehn Millionen Zyklen untersucht.

Betrachtet wurden die Paarungen Bionit" (A1203- Keramik) sowohl in der Eigenpaarung als auch versus UHMW-PE für unterschiedliche Artikulations- durchmesser. Des Weiteren wurde auch eine neue Dispersionskeramik (Alumina Toughened Zirconia - ATZ) in der Eigenpaarung und versus UHMW-PE getestet.

Zur Deutung der Ergebnisse wurden Gleit- geschwindigkeit, Flächenpressung und Kontaktfläche zwischen Hüftkopf und Inlav ermittelt.

Ergebnisse

Die Kontaktfläche zwischen Keramikkopf und -inlay nimmt mit steigendem Durchmesser der Artikulations- partner zu (Abb. 1). Die Flächenpressung sinkt mit größerem Durchmesser und beträgt bei 36mm nur noch 70% des für den Durchmesser 28mm ermittelten Wertes.

4 5 0 T

Abb. 1: Kontaktiläehe zwischen Keramikkopf und Kera- mikinlay in Abhängigkeit von Artikulationsdurchmesser und Last

Bei den Untersuchungen im Hüftsimulator zeigte sich bei der Gleitpaarung Bionit" - UHMW-PE ein Anstieg des PE-Verschleißes mit zunehmendem Artikulations- durchmesser.

Für die getesteten Keramik - Keramik - Paarungen ergaben sich sowohl im Hinblick auf die Artikulations- durchmesser als auch bezüglich der Werkstoffauswahl (Bionit®, Dispersionskeramik) keine signifikanten Unterschiede im Verschleißverhalten.

Diskussion

Die Simulatortests zeigen für die Gleitpaarung Keramik - UHMW-PE einen Anstieg des Verschleißes mit steigendem Artikulationsdurchmesser, so dass bei ihrem Einsatz der Vorteil der hohen Beweglichkeit und Luxationssicherheit mit dem Nachteil des höheren Verschleißes im Einzelfall abzuwägen ist.

Für die Paarung Keramik - Keramik ergeben sich keine Unterschiede der ohnehin niedrigen Verschleißwerte.

Auch die neue untersuchte Dispersionskeramik (Alumina Toughened Zirconia - ATZ) zeigt im Hüftsimulator eine vergleichbar gute und hohe Verschleißbeständigkeit wie die seit Jahrzehnten bewährte Aluminiumoxidkeramik.

Korrespondenzanschrift Th. Oberbach

Mathys Orthopädie GmbH, Mörsdorf An den Trillers Büschen 2

07646 Mörsdorf

1 0 2 B , 0 m a t e r i a i i e n 6 (²>-²⁰⁰⁵

Göske J., Holzwarth U., Kachler W., Schuh A.

Die Realisierung der Medizinprodukteverordnung, der Medizinproduktesicherheits- planverordnung und der EU- Richtlinie 93/ 42EWG in der Endoprothetik

S o w o h l die M e d i z i n p r o d u k t e v e r o r d n u n g und die M e d i z i n p r o d u k t e s i c h e r h e i t s - p l an V e r o r d n u n g a l s Verordnungen mit dem Status eines deutschen Gesetzes, als auch die EU- Richtlinie 93/ 4 2 E W G regeln die Herstellung, die Überwachung und den Gebrauch von medizinischen Implantaten. Beide Verordnungen legen r e c h t s v e r b i n d l i c h f e s t , d a s s I m p l a n t a t e w i e b e i s p i e l s w e i s e H ü f t - oder K n i e e n d o p r o t h e s e n nur einmalig im Menschen verwendet werden dürfen. Unter dem Begriff e i n m a l i g ist sowohl die e n d g ü l t i g e Implantation, als auch das bloße Einsetzen in den menschlichen Körper und damit der tatsächliche Kontakt mit dem Gewebe des individuellen Menschen und ein eventuelles unmittelbares Entnehmen der Implantate nach dem Erstkontakt subsumiert. Trotz sorgfältiger präoperativer Planung des orthopädischen Chirurgen und der konsequenten Anwendung von Probeimplantaten werden in seltenen Fällen intraoperativ sowohl zu kleine, als auch zu g r o ß e I m p l a n t a t e in den Patienten e i n g e b r a c h t u n d b e i Ü b e r p r ü f u n g d e s Operationsergebnisses wieder entfernt und gegen eine passendere Größe ausgewechselt. Unregelmäßig landen derartige Implantate mit der Information, dass das I m p l a n t a t nur i r r t ü m l i c h g e ö f f n e t , nicht j e d o c h implantiert wurde, beim Implantathersteller mit der Bitte um Resterilisation.

Um zu verhindern, dass derartige Implantate entgegen der genannten Richtlinien erneut in Umlauf gebracht werden, entwickelten wir ein einfaches, zweifelsfreies u n d s c h n e l l d u r c h f ü h r b a r e s r a s t e r e l e k t r o n e n - m i k r o s k o p i s c h e s V e r f a h r e n z u m S c h u t z d e s Implantatherstellers, des orthopädischen Chirurgen und letztendlich des Patienten. Anhand von 2 ausgewählten F a l l b e i s p i e l e n ( j e w e i l s e i n z e m e n t f r e i e r H ü f t e n d o p r o t h e s e n s c h a f t und e i n e z e m e n t f r e i e Femurkomponente einer Knietotalendoprothese) wird das einfache, schnelle und kostengünstige Verfahren vorgestellt. Mit diesem Verfahren ist es gelungen, einen Beitrag zur Q u a l i t ä t s s i c h e r u n g des c h i r u r g i s c h e n Ergebnisses der Hüft- und Knieendoprothetik zu liefern.

Mühelos lässt sich diese Technik auf alle Produkte des invasiven chirurgischen Gebrauchs übertragen.

Korrespondenzanschrift Dr. rer. nat. Jürgen Göske GF Z W L GmbH

Hardtstrasse 39b

D - 9 1 2 0 7 Lauf a.d. Pegnitz Tel.: +49 (0)9123 998003

email: juergen.goeske@werkstoffanalytik.de

] Q 2 BlOmaterialien 6 (2), 2005