Untersuchungen zur Optimierung von Osteosynthesen am Beispiel hydroxylapatit-
beschichteter Fixateur-externe-Pins
INAUGURAL-DISSERTATION Zur Erlangung des Grades einer
Doktorin der Veterinärmedizin (Dr. med. vet.)
durch die Tierärztliche Hochschule Hannover
vorgelegt von URSULA TEBART
aus Geldern
Prof. Dr. B.W. Wippermann
Städtisches Krankenhaus Hildesheim
1. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. M. Fehr
2. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. P. Stadler
Tag der mündlichen Prüfung: 28.11.2003
1. Einleitung 13
2. Schrifttum 16
A. Fixateur externe 16
2.1 Definition 16
2.2 Nomenklatur und Konfiguration 16
2.3 Verwendung des Fixateur externe in der Veterinärmedizin 19
2.3.1 Kleintiere 19
2.3.2 Pferde 24
2.3.3 Wiederkäuer 25
2.3.3.1 Rinder 25
2.3.3.2 Kleine Wiederkäuer 25
2.3.4 Vögel 26
2.3.5 Heimtiere 26
2.4 Gewebeantwort auf das Einbringen der Fixateur-externe-Schrauben/-Pins 27
2.5 Komplikationen der Fixateur-externe-Schrauben/-Pins 28
2.5.1 Schraubenlockerung 28
2.5.2 Schraubenkanalinfektionen 29
2.5.2.1 Minore Infektionen 29
2.5.2.2 Majore Infektionen 30
B. Implantate 30
2.6 Schrauben-/Pindesign 30
2.6.1 Gewinde 30
2.6.2 Schrauben- bzw. Pinform 35
2.6.3 Schrauben-/Pinspitze 36
2.6.4 Implantatmaterialien 38
2.7 Verbesserung des Pin-Knochen-Kontaktes durch Beschichtung der Pins 39
2.7.1.3 Modifikationen von Hydroxylapatit 43
2.7.2 Weitere Beschichtungen 44
2.7.2.1 Poröse Beschichtungen 44
2.7.2.2 Bioglas, Keramiken und Glaskeramiken 45
2.7.2.3 Metallbeschichtung 47
2.7.2.4 Elastomere und Polymere 48
2.7.2.5 Organische Beschichtungen 48
3. Material und Methoden 49
3.1 Versuchstiere 49
3.2 Operationsinstrumentarium und Versuchsgruppen 49
3.3 Operationsvorbereitung 52
3.4 Narkose 52
3.5 Operationstechnik 53
3.5.1 Erster Vorversuch 54
3.5.2 Zweiter Vorversuch 54
3.5.3 Hauptversuch 55
3.6 Postoperativer Verlauf und Nachsorge 57
3.7 In-vivo-Untersuchungen 58
3.7.1 Messung des Eindrehmomentes 58
3.7.2 Klinische Untersuchung 58
3.8 Ex-vivo-Untersuchungen 59
3.8.1 Pathologische Untersuchung 59
3.8.2 Biomechanische Prüfung 60
3.8.3 Mikroskopische Untersuchung 61
3.8.3.1 Trenn-Dünnschliff-Technik 61
3.8.3.2 Histologie 63
3.8.3.2.1 Toluidinblau-Färbung 63
3.8.4.2 Erstellung und Bearbeitung der REM-Bilder 65
3.9 Statistik und Datenerfassung 66
4. Ergebnisse 68
4.1 Komplikationen 68
4.2 Klinische und makroskopische Beurteilung 70
4.3 Ergebnisse der biomechanischen Prüfung 76
4.4 Ergebnisse der Histologie 80
4.5 Ergebnisse der Raterelektronenmikroskopie 88
5. Diskussion 93
5.1 Methode 93
5.2 Diskussion der Ergebnisse 95
6. Zusammenfassung 107
7. Summary 111
8. Literaturverzeichnis 114
9. Danksagung 154
AG Aktiengesellschaft
AISI American Iron and Steel Institute ANOVA Analysis of Variance
AO Arbeitsgruppe für Osteosynthesefragen APEF-System Acrylic-Pin external fixation system
As Arsen
ASIF Arbeitsgruppe zur Studie interner Fixationsmethoden ASTM American Standard for Testing and Materials
Bdgw. Bindegewebe
bzw. Beziehungsweise
ca. circa
Cd Cadmium
cm Zentimeter
cm3 Kubikzentimeter
CO2 Kohlendioxid
EDXA Energy dispersive x-ray analysis
EKG Elektrokardiogramm
Fa. Firma
F-Wert Wahrscheinlichkeitswert
g Gramm
ggr. geringgradig
GLM-Prozedur General Linear Models
GmbH Gemeinschaft mit beschränkter Haftung
Gr. Gruppe
° Grad
°C Grad Celsius
HA Hydroxylapatit
Hg Quecksilber
ISO International Organization for Standardization
K Kontrolle
KM Körpermasse
KM. Knochenmark
LSD Least Significant Difference
M. Musculus
µg Mikrogramm
mA Milliampère
mg Milligramm
mgr. mittelgradig
min Minute
ml Milliliter
mm Millimeter
mmHg Millimeter Quecksilbersäule
Nm Newtonmeter
nm Nanometer
Nmm Newtonmillimeter
Nr. Nummer
o.b.B. ohne besonderen Befund
P Probe
Pb Blei
PBI Pin-Bone-Interface, Knochen-Pin-Kontakt
PC Personal Computer
Pixel Bildpunkte
post op. post operationem
ppm parts per million
% Prozent
SEM Scanning electron microscopy, Rasterelektronenmikroskopie
Tab. Tabelle
TCP Tricalciumphosphat
TGF-ß1 Transforming growth factor ß1
UK United Kingdom
USA United States of America
V. Vena
Vol % Volumenprozent
wt % weight percent, Gewichtsprozent
z.B. zum Beispiel
1. Einleitung
In den vierziger Jahren des 20. Jahrhunderts waren Frakturen beim Kleintier noch nicht so häufig und selten kompliziert. Durch die rasante Entwicklung im Bereich der Autoindustrie und der Schusswaffen, ist jedoch ein Anstieg der Zahl der Frakturen, aber auch der Anteil komplizierter Frakturtypen verknüpft mit schweren Weichteilverletzungen festzustellen (PRIEUR 1984). Hinzu kommt, dass schwer verletzte Tiere dank verbessertem Schockmanagement und verbesserter Erreichbarkeit von Tierkliniken multiple Frakturen und offene Frakturen dritten Grades überleben (BARTELS 1987). Korrespondierend werden somit auch vermehrt Osteosynthesen durchgeführt.
Die klassische Indikation für die Montage eines Fixateur externe stellen schwere offene Frakturen mit entsprechenden Weichteilschäden dar (GREEN 1983). Dies gilt besonders, wenn eine Infektion vorliegt (ARON u. TOOMBS 1984; HALSAY et al.
1992; VAN EE u. GEASLING 1992), da der Fixateur externe neben der Stabilisierung der Knochenfraktur die Zugänglichkeit zum Wundgebiet ermöglicht (BRUG et al. 1987;
LEWIS et al. 2001). Zudem entstehen bei der Montage nur geringe zusätzliche Weichteilschäden entfernt vom ursprünglichen Trauma (ARON u. TOOMS 1984).
Zur erfolgreichen Anwendung eines Fixateur externe trägt neben der Stabilität des Apparates vor allem die Integrität des Knochen-Pin-Kontaktes (Bone-Pin-Interface = PBI) bei (DERNELL et al. 1993). Im Schrifttum sind sich die Autoren weitgehend einig, dass der Schwachpunkt des Fixateur externe in der Regel das PBI darstellt, weil dort Implantatlockerungen und Implantatbrüche auftreten (ARON u. TOOMBS 1984;
KASMAN u. CHAO 1984; ARON et al. 1986; CLARY u. ROE 1995). Da jedes System nur so stark sein kann, wie sein schwächster Punkt (UNGETHÜM u. BLÖMER 1981), kommt im Falle des Fixateur externe dem PBI besondere Aufmerksamkeit zu.
Pinlockerungen potenzieren das Risiko von Weichteil- und Knocheninfektionen. Ist das Ausmaß der Pinlockerung zu groß, kann ein vollkommener Stabilitätsverlust des Fixateur externe auftreten (HALSAY et al. 1992), mit zum Teil verheerenden Folgen für die Knochenheilung. Der Technologie des Pindesigns zur Vorbeugung von
Die Oberflächenstruktur beeinflusst erheblich die biologische Reaktion eines Materials (WILLIAMS 1990). Im Zuge der Pindesign-Entwicklungen wurde festgestellt, dass durch Beschichtung von Fixateur-externe-Schrauben (Fixateur-externe-Pins, Schanz’sche Schrauben) mit Hydroxylapatit dessen Osteointegration initial verbessert werden kann (DAVID et al. 1994; MORONI et al. 1998b, 2002a; CHANG et al. 1999).
Allerdings besteht nach MORONI et al. (1998b) nach wie vor die Notwendigkeit, die für eine HA-Beschichtung optimale Pinform zu entwickeln, um beste klinische Resultate erzielen zu können.
In Folge der verbesserten Osteointegration soll bei Mensch und Tier auch die Zahl infizierter Pins sinken (ANDERSON et al 1994; MORONI et al. 1998b, 2001;
POMMER et al. 2002), obwohl gegenteilige Untersuchungen vorliegen (PLACZEK et al. 2001). Die poröse Oberfläche einer HA-Beschichtung, die das Anhaften von Hautbakterien erleichtert, könnte eine Infektion begünstigen (MERRIT et al. 1979).
Weiterhin liegen Überlegungen vor, ob durch das Anwachsen von Weichteilgewebe an die Pins die Infektionsrate gesenkt werden könnte. So verweisen SHIN et al. (1992) auf die gute Verträglichkeit des Hydroxylapatits zum Hautgewebe. Durch Einwachsen und Adhäsion von Kollagen an das Hydroxylapatit entsteht ein enger Kontakt und feste Adhäsion mit der Haut, die vor bakterieller Infektion schützt.
Jedoch gelten die exakten Folgen, die eine Implantation von HA-beschichteten Implantaten in Weichteilgewebe nach sich ziehen kann, generell als unbekannt (PROUSSAEFS 2002).
Um die oben beschriebenen Überlegungen genauer zu überprüfen, sollten bei der vorliegenden Untersuchung vier unterschiedliche Fixateur-externe-Schrauben verglichen werden. Zylindrische selbstschneidende und -bohrende XCaliber-Osteo-Tite- Schrauben (Fa. Orthofix, Bussolengo, Italien) werden mit konischen Standard-Osteo- Tite-Schrauben vom gewindeformenden Typ verglichen (Fa. Orthofix, Bussolengo, Italien). Mit Hydroxylapatit beschichtete und unbeschichtete Schrauben sollten dabei in
ihrer Wirkung auf das Knochen- und Weichteilgewebe verglichen werden. Dabei sollten durch Untersuchung des Einwachsverhaltens von vier unterschiedlichen Pins folgende Fragestellungen geprüft werden:
a.) Durch Vergleich der XCaliber- und XCaliber-Osteo-Tite-Schraube soll der Einfluss der Hydroxylapatitbeschichtung auf das Einwachsverhalten in den Knochen untersucht werden.
b.) Der Vergleich des Einwachsverhaltens der XCaliber-Osteo-Tite-Schraube mit der Standard-Osteo-Tite-Schraube soll den Einfluss des Pindesigns aufzeigen.
c.) Die Reaktion des Weichteilgewebes auf das Hydroxylapatit soll mit der Reaktion auf den hydroxylapatitbeschichteten Schaft der vollbeschichteten XCaliber-Osteo-Tite-Schraube untersucht werden.
2. Schrifttum
A. Fixateur externe 2.1 Definition
Der Fixateur externe ist definitionsgemäß ein Stabilisierungssystem für Frakturen, Osteotomien und Gelenke unter zur Hilfenahme von perkutanen Nägeln, die beide Knochenkortizes penetrieren und außerhalb der Haut miteinander verbunden sind.
(WEBER 1991). Dazu werden die Fixateursnägel mittels spezieller Backen an Verbindungsstangen befestigt.
2.2 Nomenklatur und Konfiguration
In veterinärmedizinischen Schriften wird der Fixateur durch verschiedenartige Nomenklatursysteme gekennzeichnet. Dabei wird in Europa unter anderem zwischen dem Klammerfixateur, Rahmenfixateur und dem räumlichen Fixateur differenziert (WEBER 1991).
In der amerikanischen Literatur werden analog zur humanmedizinischen Klassifizierung die Fixateur-Typen I-III nach HIERHOLZER et al. (1978) unter Berücksichtigung theoretischer Untersuchungen und klinischer Erfahrungen unterschieden (ARON u.
TOOMBS 1984). Hierbei ist von Bedeutung, dass diese Einteilung streng genommen nur für die Anwendung an der unteren Extremität gedacht ist (ROE 1992).
Die einfachste Fixateur externe Konfiguration, auch als Typ I, unilateraler Fixateur oder Klammerfixateur bekannt, verwendet Fixationspins, die nur an einer Seite der Gliedmaße die Haut sowie beide Kortizes des Röhrenknochens penetrieren. Diese Fixationspins werden in der amerikanischen Literatur auch als „half-pins“ bezeichnet (SISK 1983; NGUYEN et al. 1986).
Bei einer Unterform, dem Typ-Ia-Fixateur, wird dieser unilateral montiert und von außen entweder mit einer Stange oder mit zwei Stangensystemen verbunden (Abb. 2.1 C). Werden an jeder Seite eines Röhrenknochens zwei unilateral liegende Half-pin- Systeme angebracht, spricht man von einer bilateralen oder biplanaren Konfiguration oder einem Fixateur Typ-Ib (Abb. 2.1 D). Der Typ-I Fixateur wird am Humerus oder am Femur verwendet, weil eine andere Konfiguration aus anatomischen Gründen nicht oder nur mit dem Risiko des Kontaktes mit dem Rumpf angebracht werden kann.
Daneben kann ein Typ-I-Fixateur auch an der unteren Gliedmaße verwendet werden, um Weichteilgewebsschäden zu vermindern. Beim Typ-II Fixateur externe werden dagegen so genannte „full-pins“ oder auch „Transfixationspins“ eingesetzt (SISK 1983). In der Veterinärmedizin spricht man auch von „through and through“
(BRADLEY u. ROUSE 1980; BJORLING u. TOOMBS 1982). Diese Pins werden beidseitig transkutan durch beide Kortikaliswände gebohrt und auf beiden Seiten durch Stangen miteinander verbunden (Abb. 2.1 E). Der Fixateur Typ-II wird üblicherweise bei Fixierungen distal von Ellenbogen- oder Kniegelenken angewendet.
Durch die Kombination eines Typ-I und Typ-II Fixateurs kann eine trilaterale Konfiguration entstehen, die als Fixateur Typ-III bezeichnet wird (Abb. 2.1 F). Dieser ist aufgrund seiner großen Rigidität für die Behandlung von sehr unstabilen oder auch infizierten Frakturen, Pseudoarthrosen oder Arthrodesen geeignet und wird auch als Zeltkonfiguration oder räumlicher Fixateur (HIERHOLZER et al. 1985) bezeichnet.
Diese Konfigurationen sind als grundlegende Arrangements zu verstehen und können entsprechend den Erfordernissen der Fraktursituation modifiziert werden (ARON u.
TOOMBS 1984).
Der Ringfixateur nach Ilizarov verwendet Kirschner-Drähte, die unter Spannung mit den Ringen des Fixateurs verbunden werden. Definitionsgemäß gehört er zu den Typ- III-Fixateuren, da die Pins oder Drähte aus vielen unterschiedlichen Winkeln in den Knochen eintreten. Seine primäre Anwendung in der Veterinärmedizin findet er in der Korrekturosteotomie bei winkeldeformierten Gließmaßen oder bei der Gliedmaßenverlängerung (ELKINS et al. 1993; BRINKER et al. 1997; LATTE 1997).
Abb. 2.1 In der Veterinärmedizin benutzte Fixateur externe Konfigurationen modifiziert nach ROE (1992)
2.3 Verwendung des Fixateur externe in der Veterinärmedizin
In der Veterinärmedizin wird der Fixateur externe vorzugsweise beim Kleintier verwendet. Einzelne Berichte über die Verwendung betreffen zudem Pferde (WISNER 1980; NUNAMAKER et al. 1986; RICHARDSON et al. 1987; MORISSET et al. 2000;
BELSITO u. FISCHER 2001), Rinder (DENNY et al. 1988; ST.-JEAN et al. 1992;
ANDERSON u. ST.-JEAN 1996), kleine Wiederkäuer (WATKINS et al. 1988;
KORTMANN u. KRÜGER 1992; TOEWS et al. 1998), Vögel (BUSH 1977; HARARI 1992b; MacCOY 1992) und Heimtiere (FEHR 1994; RUNNELS 2001). Unter Beachtung der generellen Prinzipien sind für den Menschen entwickelte Fixateur- externe-Systeme auch am Tier anwendbar. Dies gilt vornehmlich für die für den Unterarm des Menschen konzipierten Fixateure (EGGER 1992; BRINKER et al. 1997).
So ist zum Beispiel die Verwendung des Charnley- und des Stader-Apparates zur Korrekturosteotomie (JOHNSON 1992) und auch die Nutzung des AO/ASIF-Fixateurs (DENNY 1996) beim Kleintier beschrieben.
2.3.1 Kleintiere
1947 erfolgte die Einführung des Kirschner-Ehmer-Fixateurs in die Veterinärmedizin als Modifikation des Anderson-Splints für Menschen (PETIT 1992). Im letzten halben Jahrhundert war der Kirschner-Ehmer-Fixateur im anglo-amerikanischen Sprachraum das am häufigsten benutzte Fixateursystem bei Hund und Katze; es liegt in vier Größen vor, von denen drei häufiger verwendet werden (EGGER 1992). Dabei werden die Fixateure üblicherweise in Typ-II- oder Typ-III-Konfiguration angewendet. Eine modifizierte Form wird an Körperabschnitten bevorzugt, bei denen der Fixateur mit der Körperwand interferieren kann. Zudem kann auch der Kirschner-Ehmer Typ Ia mit einer Nagelung kombiniert werden (EGGER 1992).
Die großen Backen des Kirschner-Apparates erlauben die Verwendung von Pins mit großem Durchmesser, die auch bei Menschen angewendet werden können (EGGER
Im Laufe der Nutzung dieses Fixateurs wurden die Nachteile dieses Systems deutlich, was zur Entwicklung neuer Fixateur-Systeme führte.
Als Nachteile wurden folgende Tatsachen betrachtet:
- Pins mit einem positiven Profil waren nicht durch die Backen applizierbar - Individuelle zentral gelegene Backen konnten nicht hinzugefügt oder entfernt
werden, ohne auch die Verbindungsstäbe komplett zu entfernen - Es existierten nur relativ schwache Verbindungsstäbe
- Es fehlte ein System zum Vorbohren für die Pins
- Durch die vielen Metallsystemteile ergab sich nur eine eingeschränkte radiologische Darstellbarkeit darunter befindlicher knöcherner Strukturen
Neue Entwicklungen versuchten die bekannten Nachteile zu beseitigen.
So verwendet das SK-System (IMEX Veterinary, Texas, USA) Verbindungsstäbe, die aus Karbonfasern, Aluminium oder Titan hergestellt sind. Diese weisen im Vergleich zum Kirschner-Ehmer-Apparat einen deutlich größeren Durchmesser bei verringertem Gewicht auf. Erstere beide Materialien sind durchlässig für Röntgenstrahlen. Die Backenkörper sind zweiteilig und können jederzeit von der Konstruktion entfernt oder hinzugefügt werden. Zudem besitzt dieses System eine verbesserte Fixationsvorrichtung für die Pins, die eine Nutzung von Pins mit unterschiedlichem Durchmesser erlaubt.
Außerdem ist eine direkte Plazierung von positiv profilierten Pins durch die Backen möglich. Der Fixateur externe kann beim Kleintier auch an der Wirbelsäule (SHORES 1992; WALKER et al. 2002) angewendet werden. Eine Kadaverstudie schreibt dem SK- System in dieser Anwendung eine klinische Eignung zu (WALKER et al. 2002).
Ein weiteres System ist das Securos External Skeletal Fixation System (Securos, Fiskdale, MA, USA). Es besitzt eine U-förmige Backe, die ebenfalls eine sicherere Fixation der Pins erlaubt als die Backen des Kirscher-Ehmer-Fixateurs (KRAUS et al.
1998a) und für die Applikation keine Vorspannung des Verbindungselements benötigt.
Die Montage des Fixateurs wird durch das System vereinfacht und es besteht die Möglichkeit einer Dynamisierbarkeit.
CZIFFER et al. (1989) beschreiben für 30 Fälle die erfolgreiche Anwendung des Manuflex-Systems (Budapest, Ungarn). Dieses nutzt Kirschner-Pins und als besondere
Entwicklung Verbindungsstangen, die aus Aluminium bestehen. Sie sind auf ihrer ganzen Länge mit Löchern versehen, können mit Zangen verformt und damit an den Pins fixiert werden. Neben linearen können auch zirkuläre Konfigurationen montiert werden. Zudem ist die Konturierung der Verbindungsstangen für die Nutzung an der Mandibula und auch zur transartikulären Stabilisierung möglich.
Unter den für die Humanmedizin entwickelten Systemen findet sich unter anderem der kleine Fixateur der Firma Synthes Ltd. (Paoli, USA), der leicht für die veterinärmedizinische Nutzung adaptiert werden kann (VAN EE u. GEASLING 1992);
er ist auch unter der Bezeichnung „Handfixateur“ bekannt. Untersuchungen von BRINKER et al. (1985) zur Stabilitätsbeurteilung unterschiedlicher Konfigurationen des Kirschner-Ehmer-Fixateurs im Vergleich zum Synthes-Fixateur an caninen Kadavertibiae, ergab eine vergleichbare Steifheit beider Systeme. Der Synthes-Fixateur ist somit auf die gleichen klinischen Fälle übertragbar, bei denen der Kirschner-Ehmer- Splint Anwendung findet. Dabei zeigt sich eine bessere Haltekraft der Klemmbacken an den Pins und Verbindungsstäben beim Synthes-Fixateur.
Der Fixateur externe nach Stuhler-Heise (Aesculap-Werke, Tuttlingen, Deutschland) wurde bezüglich der Festigkeit von STEINER et al. (1982) im Vergleich zum AO- Rohrsystem (Firma Synthes) bei Verwendung am Menschen untersucht. Die Forscher empfanden dabei das hohe Eigengewicht des Fixateurs als nachteilig. Dafür imponierte die Handhabung und die universelle dreidimensionale Montageflexibilität in Hinblick auf verschiedene Zusatzmontagen und die topographischen Verhältnisse am Patienten.
Die Montageflexibilität wurde maßgeblich durch den Einsatz von annährend kugelförmigen Spannkloben erreicht (STUHLER u. HEISE 1979). Bei Torsionsbelastungen bewerteten STEINER et al. (1982) diesen Fixateur jedoch als ungenügend stabil.
Der „Meynard“ Fixateur externe wurde von FONT et al. (1997) bei 116 klinischen Fällen vorwiegend erfolgreich angewendet. Der Fixateur bestand aus Kirschner Pins, Verbindungsstangen und runden Klammern.
Häufig wird Acryl, meist Methylmetacrylat, in der Veterinärmedizin an Stelle von Verbindungsstäben und Backen verwendet. Die Verwendung von Acryl (Palavit M®,
®
nach BECKER (BECKER 1956, 1974; EHRLEIN 1964) schon früh im Schrifttum beschrieben. HÜBNER et al. (1974) berichten über die erfolgreiche Verwendung von Technovit® und Kirschner-Drähten bei 150 Transfixationen. BRASS u. RAHLFS (1981) bevorzugen die von HÜBNER et al. (1974) beschriebene Transfixation und können über elf erfolgreich behandelte hgr. Fehlstellungen im distalen Radius-Ulna- Abschnitt durch Osteotomie und Transfixation berichten. Das Acryl erlaubt dem Chirurgen größere Freiheit bei der Pinplazierung, stört nicht die radiologische Darstellung knöcherner Strukturen und ist leichtgewichtig. Acryl kann auch mit Plastikschläuchen kombiniert werden. Käuflich zu erwerben ist das APEF-System (Acrylic-Pin external fixation system, Fa. Gauthier Medical Inc., Minnesota, USA). Die Anbringung erfolgt nach Montage eines temporären Rahmens (EGGER 1992).
Nachteilig sind die bei der Polymerisation entstehenden toxischen Gase, die Wärmeentwicklung (ANDERSON 1988; MARTINEZ et al. 1997) und die notwendige anderweitige primäre Stabilisation im Vorfeld der Polymerisation. Zudem ist die Entfernung einzelner Pins im Nachhinein nicht möglich. Acryl eignet sich vornehmlich als zusätzliches Stabilisationsverfahren zu intramedullären Nägeln, interfragmentären Schrauben oder zu Zerklagen und für die transartikuläre Applikation, sowie an der Mandibula (EGGER 1992). KUZMA u. COCKSHUTT (1988) beschreiben die erfolgreiche Montage eines Fixateur externe aus Steinmann Pins, einzelnen Pins, einem Plastikschlauch und Technovit bei einem Spaniel mit dem Ergebnis der funktionellen Widerherstellung bei perfektem Zahnschluss.
Bei der zirkulären externen skeletalen Fixation nach Ilizarov wird eine Serie von kompletten und inkompletten Ringen verwendet, die über gewindetragende Verbindungsstangen unter Sicherung durch Schraubenmuttern verbunden werden (STALLINGS et al. 1998). Der Rahmen kann so verkürzt oder verlängert werden.
Klassischerweise werden an Stelle von Pins Drähte verwendet, die unter Spannung gesetzt werden. Bei Belastung während der Fortbewegung entsteht eine axiale Mikrobewegung am Frakturspalt, die die Knochenheilung fördert. Dieses System eignet sich vor allem für Problemfälle, die den distalen Teil des Humerus oder Femurs, den Radius, die Ulna oder die Tibia betreffen. Das gilt besonders dann, wenn kurze
Knochensegmente involviert sind (MARCELLIN-LITTLE 1999). Folgende zirkuläre Systeme sind kommerziell erhältlich:
- Fixationssystem für kleine Knochen (Hoffmann SaS, Monza, Italien): Als Besonderheit besitzt dieses System Backen für Halbpins. Es ist auch für kleine Hunde und Katzen geeignet (STALLINGS et al. 1998). Hybridsysteme wie dieses können die Knochenfixation und die Kontrolle über die Knochenfragmente erhöhen (LEWIS et al.
1998). Die Verbindungsstäbe können gewinkelt angebracht werden, so dass die Ringe nicht parallel zueinander liegen müssen und damit besser angepasst werden können.
Eine kalibrierte Spannung der Drähte ist möglich.
- Jorgensen System (Veterinary Instrumentation, Sheffield, UK): Hier gibt es universelle Gelenkskomponenten. Die ursprünglich verwendeten Ringe sind sehr dünn und wiegen daher wenig. Da sie sich jedoch leicht verbiegen, sind auch stärkere Ringe erhältlich. Da die Ringe keine Leisten besitzen, können sie nicht miteinander in einer Ebene verbunden werden.
- Polyfix System (Centravet, Tanen, Frankreich): Dieses System beinhaltet nur komplette Ringe. Nach dem Durchmesser der Verbindungsstäbe (4 mm und 6 mm) wird das Polyfix 4 System für Tiere bis zu einem Körpergewicht von 7 kg von dem Polyfix 6 System unterschieden, welches für Hunde mit einem Körpergewicht zwischen 7 und 70 kg gedacht ist. Eine Spannungsvorrichtung für die Drähte ist nicht vorhanden.
- IMEX zirkuläres externes skeletales Fixationssystem (Longview, Texas, USA): Eine Besonderheit sind hier ausziehbare- und V-förmige Ringe neben vollen-, 5/8- und 1/3- Ringen. Es stehen sehr stabile Verbindungsstäbe zur Verfügung. Außerdem werden lineare Motoren zur linearen Distraktion oder Kompression angeboten. Sind zwei Ringe sehr nah nebeneinander angebracht, können auch Schraubenmuttern aus Nylon eingesetzt werden, um eine Distraktion oder Kompression zu ermöglichen. Zudem ist die gewinkelte Montage von Verbindungsstäben mit Scharnieren und gewinkelten Motoren möglich (LEWIS et al. 2001).
2.3.2 Pferde
Beim Pferd, wie auch bei den anderen Großtieren, ist die unzureichende Stabilität das Hauptproblem beim Einsatz des Fixateur externe an den Gliedmaßen. Neben den großen Spitzenbelastungen, die sich zum Beispiel während der Aufwachphase im Metakarpus des Pferdes auf ca. 2300 kg belaufen können, ist der Fixateur externe dauerhaften zyklischen Belastungen bei der Bewegung ausgesetzt. Die käuflichen Fixateur externe Systeme, zum Beispiel der Kirschner Splint (WISNER 1980), können zwar gegebenenfalls beim Fohlen erfolgreich angewendet werden, sind jedoch für adulte Pferde mechanisch nicht stabil genug (RICHARDSON et al. 1987). Belastungsbedingte Veränderungen an der kontralateralen Gliedmaße komplizieren die Nutzung des Fixateur externe. Die Verwendung eines Fixateur externe beim Pferd ist somit eingeschränkt und wird nur nach strenger Indikation in Einzelfällen durchgeführt.
Als Indikationen gelten neben Trümmerfrakturen solche mit absolutem Knochenverlust, schwerer Weichteilschädigung sowie offene und infizierte Frakturen. In der equinen Orthopädie spielt der Fixateur externe auch bei der Therapie des Versagens des Fesseltrageapparats, bei Gelenksluxationen, bei Ankylosen und in Kombination mit einer internen Fixation eine Rolle (MORISSET et al. 2000). Es liegen auch Berichte über die befriedigende Anwendung eines Fixateurs bestehend aus einer Hufunterstützung mit Hufeiseninkorporation, Transfixationspins und Verbindungselementen aus einer Kombination aus Plastikschläuchen, Stahlstäben und Polyurethan vor (NUNAMAKER et al. 1986; RICHARDSON et al. 1987). Häufigeren Einsatz mit guten Resultaten findet der Fixateur externe dagegen an der Mandibula, als den häufigsten frakturierten Knochen am Kopf des Pferdes Hier kann zum Beispiel Methylmetacrylat oder auch ein Verlängerungsapparate der Firma Synthes verwendet werden. Dabei sind Typ-I- und Typ-II-Konfigurationen üblich (BELSITO u. FISCHER 2001).
2.3.3 Wiederkäuer
Mechanische Limitationen des Fixateur externe haben zu dessen zögerlichem Einsatz und vorsichtiger Adaptation bei Großtieren geführt. Bei Wiederkäuern spielen zudem ökonomische Aspekte eine große Rolle. Eine gesteigerte Nutzung bei Rindern, Schafen, Ziegen und Lamas ist erkennbar (ANDERSON u. ST. JEAN 1996).
2.3.3.1 Rinder
Der traditionelle Fixateur externe kann bei Rindern nur bis zu einem Körpergewicht von 150 kg angewendet werden. Dabei haben sich Acryl-Polymer-Verbindungsstäbe anstelle der Metallverbindungsstäbe bewährt. Des Weiteren findet die Kombination von Transfixationspins mit Casts Anwendung (DENNY et al. 1988). Die Anwendung ist am Humerus nicht möglich, jedoch an Radius und Ulna, an Metacarpus und Metatarsus als beim Rind am häufigsten frakturierter Knochen, an den Phalangen, an der Tibia und letztlich am Femur. Beim Femur ist ein Fixateur jedoch nur in Kombination mit intramedullärer Nagelung sinnvoll (ANDERSON u. ST.-JEAN 1996), gegebenenfalls auch noch ergänzt durch eine Zerklage (ST-JEAN et al. 1992).
2.3.3.2 Kleine Wiederkäuer
Nach Tibiaosteotomie und folgender Stabilisierung durch einen unilateralen rigiden Fixateur bei Schafen, kann nach zwölf Wochen eine vollständige Heilung erzielt werden (WATKINS et al. 1988). Bei Wapiti-Hirschen mit einem Körpergewicht von 75 kg und 150 kg werden von TOEWS et al. (1998) Typ-II-Fixateure aus zwei oder drei 4,76 mm Pins mit positivem Profil pro Knochensegment und einem Verbindungselement aus Polymethylmetacrylat bei Radius-, Ulna- und Metakarpustrümmerfrakturen erfolgreich verwendet. Bei größeren Wapiti-Hirschen eignet sich nach Meinung der Autoren ein Transfixationscast oder ein bilateral uniplanarer Fixateur, der in einen Cast inkorporiert ist. Mit einem weiteren Fallbeispiel wird über die erfolgreiche Anwendung eines
Röhrbeins bei einer Oryx-Antilope mit einem KGW von 75 kg berichtet. Dies zeigt die Eignung dieses Fixateurs für ausgesuchte Fälle in der Veterinärmedizin auf (KORTMANN u. KRÜGER 1992).
2.3.4 Vögel
Der Fixateur externe ist für mittelgroße und große Vögel verwendbar und eignet sich am besten für Humerus-, Femur- und Tibiafrakturen (BUSH 1977). Die konstruierten Kirschner-Ehmer-Splints verwenden in der Regel Kirschner-Drähte mit Trokarspitze, da gewindetragende Pins in der erforderlich Größe gegebenenfalls nicht käuflich zu erwerben sind. Als Verbindungsstab eignen sich Stahlpins, Acryl, Hexalite und Fiberglascastmaterial.
Typischerweise werden Typ-I- und Typ-II-Kirschner-Splints verwendet (HARARI 1992b; MacCOY 1992); bei großen Vögeln wird gelegentlich auch ein Typ-III Fixateur bei Frakturen am Bein erforderlich (MacCOY 1992).
2.3.5 Heimtiere
Bei der Frakturversorgung von Heimtieren erweisen sich Fixateur-externe-Systeme als sehr nützlich, da sie sich leicht an Größe und Konfiguration der Fraktur anpassen lassen.
Dabei finden glatte gewindelose Schrauben und als Verbindungsstab Polymethylmetacrylat (PMMA), z.B. Technovit (Fa. Heraeus Kulzer GmbH, Wehrheim, Deutschland), oder Verbandsmaterial Verwendung. In der Regel werden Typ-I- und Typ-II-Konfigurationen montiert (RUNNELS 2001). FEHR (1994) stellt die Eignung des bilateralen Fixateur externe für Heimtiere heraus und empfiehlt bei Fixationen im Bereich der distalen Gliedmaße eine kraniomedial/kaudolateral-schräge Pinplazierung. So können Schäden durch Scheuern der medialen Technovitbrücke am Körper vermieden werden.
2.4 Gewebeantwort auf das Einbringen der Fixateur-externe-Schrauben/-pins
Bei frisch in den Knochen eingebrachten Schrauben befinden sich lediglich die Last tragenden Oberflächen des Schraubengewindes in engem Kontakt zum Knochengewebe (UHTHOFF 1973; UHTHOFF u. GERMAIN 1977). Der Pin wird durch die Kompressionskräfte des kortikalen Knochens fixiert (PERREN 1978; BÄHR 1989). Die Lücke zwischen kortikalem Knochen und Schraube wird zunächst mit Granulationsgewebe gefüllt (ORTON et al. 1986). Innerhalb von zwei Wochen nach der Implantation beginnt sich um die Schraube herum ein endostaler und periostaler Kallus zu bilden. Undifferenzierte mesenchymale Zellen wandern in den Raum zwischen Schraube und umgebenden Knochen ein und differenzieren sich bei Vorliegen einer relativen Stabilität zu Zellen mit osteogenetischer Kapazität (UHTHOFF u. GERMAIN 1977). Diese Zellen produzieren neuen Geflechtknochen, der das Granulationsgewebe ersetzt. Vier Wochen nach der Operation ersetzen neue Osteone den toten Knochen an der Knochen-Implantat-Kontaktfläche. Im Zuge des weiteren Knochenumbaus, etwa in der vierten und auch sechsten Woche, wird das Ausmaß des Kallus reduziert. Die Reifung des kortikalen Knochens schreitet voran, bis der avitale Knochen zwölf Wochen nach der Implantation der Schrauben durch lamellären Knochen ersetzt wurde (CLARY und ROE 1995).
Kommt es jedoch zu relativen Bewegungen zwischen Schraube und umgebendem Knochengewebe, die eine kortikale Knochendeformation von mehr als 2 % hervorruft, dann werden bei der Differenzierung der mesenchymalen Zellen relativ mehr Fibroblasten und Osteoklasten als osteogenetische Zellen gebildet. Aufgrund der daraus resultierenden vorherrschenden Resorptionsprozesse entsteht eine dickere Schicht aus Bindegewebe, die die Schraube umgibt und auch fibrokatilaginäres Gewebe enthält.
Dadurch wird die Haltekraft der Schraube deutlich herabgesetzt (SCHAETZKER et al.
1975b; ORTON et al. 1986). Wird die 2%-Grenze der kortikalen Deformation nicht überschritten, wird der Knochen-Schrauben-Kontakt durch Umbauprozesse verstärkt (ZARUBY et al. 1995).
2.5 Komplikationen der Fixateur-externe-Schrauben/-Pins
Komplikationen des Fixateur externe werden in der veterinärmedizinischen Klinik häufiger beobachtet. Sie lassen sich in Schraubenlockerungen und Schraubenkanalinfektionen differenzieren, jedoch treten sie meist gemeinsam auf (HECHT 1998). Unklarheit herrscht in der Literatur in der Frage, ob eine Schraubenkanallockerung einer Schraubenkanalinfektionen vorangeht oder umgekehrt und in wie weit sie einander bedingen (CLASPER et al. 1999).
Aus dieser Komplikation folgt eine Destabilisierung der externen Fixation mit daraus resultierenden vermehrten Bewegungen im Frakturbereich. Diese Instabilität kann die Frakturheilung verzögern oder sogar verhindern und eine Revision der Osteosynthese erforderlich machen. Das kann in Form des Ersatzes einzelner Schanzschrauben oder des gesamten Fixateur externe und in schweren Fällen auch in Form eines Rückgriffs auf eine andere Fixationsmethode erforderlich werden (HECHT 1998).
2.5.1 Schraubenlockerung
Bei Schraubenlockerungen sind Früh- und Spätlockerungen zu unterscheiden. Die Frühlockerung wird durch mechanische Reize des Knochens verursacht und tritt in der Zeit auf, die der Reaktionszeit des Knochens auf mechanische Reize entspricht (Beginn ab der zweiten Woche, Höhepunkt in der fünften und sechsten Woche nach Implantation). Solche mechanischen Reize werden zum Beispiel beim Einbringen der Pins in den Knochen gesetzt oder aber bei Belastung der Pins nach Montage des Fixateur externe erzeugt (POMMER et al. 1998). Folgen einer solchen Frühlockerung können Unbehagen des Patienten, gestörte Gliedmaßenfunktion, Verlust der Frakturreduktion, Schraubenkanalosteomyelitis oder fehlende Frakturheilung sein (McDONALD et al. 1994). Dem gegenüber wird die Spätlockerung stets durch Infektionen verursacht (POMMER et al. 1998).
2.5.2 Schraubenkanalinfektionen
Schraubenkanalinfektionen stellen mit Schraubenlockerungen die mit am häufigsten auftretenden Komplikationen im Zusammenhang mit der Verwendung des Fixateur externe dar. Sie treten laut WEBER (1991) in bis zu 80 % der Fälle auf; davon bei 95 % der Fälle als lokales Problem, das auch durch lokale Behandlung erfolgreich therapiert werden kann. Eine Pintraktsepsis wird durch Nekrosen und durch Infektion des den Pin umgebenden Weichteil- und Knochengewebes verursacht. Dabei stehen Infektionen mit Staphylokokken spp. und anderen Hautbakterien im Vordergrund (HARARI 1992a). Die Einteilung erfolgt in minore und majore Infektionen, wobei minore Infektionen auf eine Behandlung reagieren und eine weitere Anwendung des Fixateur externe erlauben.
Majore Infektionen reagieren dagegen nicht auf eine Behandlung, betreffen meist mehr als einen Pin und die Nutzung des Fixateur externe muss beendet werden.
Zur Klassifikation von Nageltraktinfektionen hat sich das Gradierungsschema nach CHECKETTS et al. (1993) durchgesetzt:
2.5.2.1 Minore Infektionen
Grad 1: Leichte, den Pin umgebende Rötung bei leichtem Ausfluss, der nach besserer Pinpflege wieder verschwindet.
Grad 2: Hautrötung, Ausfluss, Schmerz und Verhärtung des Weichteilgewebes, reagieren auf verbesserte Pintraktpflege und eine kurze Antibiose nach Resistenztest.
Grad 3: Gleiche Infektion wie Grad 2, die aber nicht auf sorgfältige Pinpflege und Antibiose reagiert und ein Umsetzen des betroffenen Pins erfordert.
2.5.2.2 Majore Infektionen
Grad 4: Schwere Infektion des Weichteilgewebes, meist mehrer Pins betreffend, teils mit Pinlockerung. Ein Umsetzen der Pins ist nicht möglich und der Fixateur muss entfernt werden.
Grad 5: Zusätzlich zur schweren Weichteilinfektion ist radiologisch eine Osteomyelitis sichtbar. Die Infektion verschwindet nach Entfernung des Fixateurs.
Grad 6: Erfolgt nach Entfernung des Fixateurs und zeichnet sich durch heilende Pintrakte aus, die wiederholt neu aufbrechen und Ausfluss zeigen. Radiologisch zeigt sich ein Ringsequester. Die Behandlung erfolgt durch Curettage des Pintrakts.
Bei Hunden konnten aus solchen Pinstellen am häufigsten Staphylokokkus intermedius, Actinobaculum pyogenes und Pateurella multocida isoliert werden (HARARI 1992a).
B. Implantate
Während in der humanmedizinischen Orthopädie die Fixateur-externe-Schraube auch als Schanz‘sche Schraube bezeichnet wird, findet sich in der veterinärmedizinischen Literatur nur die Bezeichnung Pin, Fixateur-externe-Pin oder Fixateur-externe- Schraube.
2.6 Schrauben-/ Pindesign 2.6.1 Gewinde
Die Literatur zeigt eine Einteilung der Fixateur externe Schrauben in zwei große Gruppen. Die erste Gruppe wird durch die Schrauben ohne Gewinde vertreten, während die zweite und größere Gruppe durch ein Gewinde gekennzeichnet ist. Gewindelose glatte Pins haben den Vorteil, einfacher und gewebeschonender applizierbar zu sein, da
sie das Weichteilgewebe beim Eindrillen nicht mit fassen. Sie können auch direkt durch Kirschner-Klammern appliziert werden, sind bruchresistent und relativ kostengünstig.
Die Haltekraft im Knochen ist jedoch kleiner als bei Schrauben mit Gewinde (BENETT et al. 1987; ANDERSON u. ARON 1997a). Ist der Pindurchmesser kleiner als 2,38 mm spricht man vom Kirschner-Draht, ist der Pindurchmesser größer handelt es sich um einen Steinmannpin (PARK u. LAKES 1992).
Ein Gewinde vermittelt also eine größere Haltekraft im Knochen (ARON et al. 1986;
ANDERSON et al. 1993; DEGERNES et al. 1998) und wird vor allem verwendet, um einer vorzeitigen Pinlockerung und einer damit assoziierten Morbidität vorzubeugen.
Dabei kann das Gewinde den gesamten Pin, ein Ende des Pins oder aber den zentralen Teil eines Pins einnehmen (PALMER et al. 1992). Ein Gewinde, welches in voller Länge auf den gesamten Pin aufgebracht ist, macht diesen gegenüber von Krümmungskräften empfindlich (BENETT et al. 1987). Liegt das Gewinde am Ende des Pins, wirkt der Übergang zwischen Schaft und Gewinde der Schraube als Stresskonzentrator und stellt somit den Schwachpunkt des Pins dar (EGGER et al.
1986). Aus diesem Grunde wurde der so genannte Ellis- oder SCAT-Pin (LEWIS et al.
2001) entwickelt. Die Idee, die dahinter steckt, ist dass das monokortikale Gewinde so kurz gewählt wird, dass der oben genannte Schwachpunkt am Übergang von Schaft zu Gewinde im Knochenmarkraum geschützt vor Beanspruchung zu liegen kommt (PALMER et al. 1992; ANDERSON et al. 1993). Trotzdem liegen Berichte aus der Klinik über das Nachgeben der Ellis-Pins am Übergang des Schaftes zum Gewinde vor (PALMER u. ARON 1990; EGGER 1991). Die Gewindelänge von Halbpins sollte dem Durchmesser des Knochens entsprechen (SISK 1983).
Wurde das Gewinde in den Schaft geschnitten, wird von einem negativen Gewinde gesprochen. Durch die Verminderung des Durchmessers wird die Schraube geschwächt.
Die mechanisch stabilere Form stellt das positive Gewinde dar, bei dem das Gewinde auf den Pin aufgerollt wird. Mit diesem Pin wird eine erhöhte akute Haltekraft im Knochen erreicht (CLARY u. ROE 1995; KRAUS et al. 1998b; LEWIS et al. 2001).
Nach dem Gewindedesign erfolgt eine Einteilung in die Gruppen der Kortikalispins und der Spongiosaschrauben (Abb. 2.3) Das kortikale Gewinde zeigt einen großen
Spongiosaschrauben größer ist, ebenso wie die Gewindesteigung bei geringerem Kernduchmesser (NEUMANN et al. 1993). Da der kortikale Knochen dem Gewindeschneiden im Gegensatz zum spongiösen Knochen eine hohe Resistenz entgegen bringt, muss die Steigung von Spongiosaschrauben größer sein (LAVINI et al.
1994).
Abb. 2.2 Benennung an Gewinden modifiziert nach BÄHR (1989)
Abb. 2.3 Charakteristika von a) Kortikalisschrauben und b) Spongiosaschrauben nach PERREN et al. (1992)
Das Gewindeprofil ist in der Regel V-förmig oder in einer Form anzutreffen, die im anglo-amerikanischen Sprachgebrauch als „buttress thread“ bezeichnet wird (Abb. 2.4).
Letzteres Profil wird häufiger genutzt. Es ist asymmetrisch, besitzt eine führende Kante, die nahezu senkrecht zur Schraubenachse steht und eine geneigte Schleifkante. Sie ist weniger voluminös als das V-förmige Gewinde, wodurch die Insertion der Schraube erleichtert wird. Mehrere In-vitro-Studien konnten keinen signifikanten Unterschied der Haltekraft der beiden Gewindeprofile nachweisen (KORANYI et al. 1970;
SCHAETZKER et al. 1975a; HALSEY et al. 1992b; CLARY u. ROE 1995). In einer Studie wird jedoch eine signifikant geringere Knochenzerstörung nach der Insertion von symmetrischen Zahnschrauben mit einem V-förmigen Gewinde als beim Einbringen von Schrauben mit einem asymmetrischen Profil nachgewiesen (CLARY u. ROE 1995). Durch Abrundung der Gewindebasis (Abb. 2.5) lässt sich der Effekt der Stresskonzentration vermindern (NUNAMAKER et al. 1986).
Abb. 2.4 Gewindeprofile nach PERREN et al. (1992)
a) V-förmiges Gewinde;
b) buttress thread
Abb. 2.5 Abgerundete Gewindebasis nach NUNAMAKER et al. (1986)
Wichtige Größen stellen auch der Außendurchmesser der Pins und der Kerndurchmesser (Abb 2.2) des Gewindes dar. Generell gilt linear, je größer der Außendurchmesser der Pins, desto größer auch die Haltekraft im Knochen (VANGSNESS et al. 1981; DeCOSTER et al. 1990), da zum einen die Steifheit des Pins erhöht, damit die Spannung am Knochen-Schrauben-Kontakt gesenkt und die Knochen-Schrauben-Kontaktfläche erhöht wird (ANDERSON u. ARON 1997a). Die obere Grenze wird jedoch durch die Stabilität des Knochens festgelegt. Übersteigt die Größe des Außendurchmessers der Pins 20 % bis 30 % des Knochendurchmessers (BECHTOL u. LEPPER 1956; BURSTEIN et al. 1972; NUNAMAKER et al. 1986;
ANDERSON u. ARON 1997a; McCLURE et al. 2000), so besteht durch Schwächung des Knochens und Stresskonzentration am Knochen-Pin-Kontakt eine Frakturgefahr.
Steigt dagegen der Kerndurchmesser des Gewindes in Relation zum Außendurchmesser der Schraube, so sinkt die Haltekraft der Schrauben im Knochen (DeCOSTER et al.
1990).
Neben selbstbohrenden Schrauben werden auch vermehrt selbstschneidende Schrauben verwendet, da hierdurch Arbeitsschritte eingespart werden können. Selbstschneidende Schrauben schneiden und kompaktieren den Knochen beim Einbringen, wodurch eine bessere Passung erzielt, aber auch ein zusätzliches Trauma gesetzt wird (VANGSNESS et al. 1981). Selbstschneidende Schrauben werden wiederum in gewindeschneidende und gewindeformende Schrauben unterteilt (NUNAMAKER et al. 1986).
Gewindeformende Schrauben sind durch fehlende Bildung von Knochendebris gekennzeichnet und resultieren im Aufbau einer radialen Kompression des Implantatbettmaterials. Mit dem im Vergleich zur selbstschneidenden Schraube höheren Eindrehmoment der gewindeformenden Schraube, steigt damit auch deren traumatisches Potential an. Bei gewindeschneidenden Schrauben wird der Debris durch Spannuten entfernt oder wird partiell durch die Pinspitze aus dem Schraubenloch im Knochen ausgestoßen, wodurch sowohl das Insertionsdrehmoment als auch Knochenschäden vermindert werden (KUHN et al. 1995). Als typische Charakteristika für selbstschneidende Schrauben gelten ein scharfes Gewindeprofil, eine schneidende und spitze Schraubenkuppe (Abb. 2.5) oder auch eine Spannut, die längs des Gewindes verläuft (BÄHR 1989). Histologische Untersuchungen nach Verwendung von
selbstschneidenden Schrauben könnten einen initial besseren Schraubenknochenkontakt nachweisen (BÄHR 1990). Bei Verwendung in weichem Material kann sich diese Form aber auch nachteilig auf die Haltekraft der Schrauben auswirken (KWOK et al. 1996).
Andererseits stellen YOVICH et al. (1986) jedoch dar, dass eine Spongiosaschraube, die ohne Vorschneiden eines Gewindes in spongiösen Knochen eingebracht wird, die Knochentrabekel zusammenpresst und der Schraube eine größere Haltekraft im Knochen gibt.
Mit der Verwendung von selbstbohrenden Schrauben wird das Risiko eines suboptimalen Knochengewindes in dem Cis-Kortex (= schraubenkopfnaher Kortex) erkauft (SISK 1983).
2.6.2 Schrauben- bzw. Pinform
Schrauben (Pins) sind in zwei geläufigen Grundformen zu erhalten – zylindrisch oder konisch. Zylindrische Pins haben einen gleichbleibend großen Durchmesser. Konische Pins zeichnen sich durch ein sich vom Schaft zur Pinspitze hin verjüngendes Profil aus.
Sie zeigen bei selbstschneidenden Schrauben ein erhöhtes Eindrehmoment, da sie schrittweise ein größer werdendes Gewinde in den Knochen schneiden (LAVINI et al.
1994). Ein größerer Schraubendurchmesser soll die Verankerung im Cis-Kortex verbessern und den Übergang zwischen Gewinde und Schaft der Schraube verstärken (KWOK et al. 1996); zudem sollen Mikrobewegungen vermindert werden. Die konische Form soll den unterschiedlichen Belastungen an beiden Kortizes eines Knochens Rechnung tragen. Theoretisch wird der konischen Form auch nachgesagt, dass sie ein erneutes Festdrehen der Schraube nach ihrer Lockerung ermöglicht (BRUG et al. 1987; DeBASTIANI et al. 1989). Dies wird jedoch durch das System und die Kontaminationsgefahr weitgehend ausgeschlossen (PERREN et al. 1992; NEUMANN et al. 1993). Konische Pins dürfen nicht vorgespannt eingebracht werden, um eine druckbedingte Osteolyse zu vermeiden (BRUG et al. 1987).
2.6.3 Schrauben-/ Pinspitze
Das Schraubendesign wird durch unterschiedliche Spitzenformen vervollständigt. Die geläufigsten Grundformen sind die Trokar-, die Diamant-, Drillbit-, Halbbohrer- und die konische Spitze, die in diverser Weise modifiziert werden können. Die in der Veterinärmedizin am häufigsten verwendete Form ist die Trokarspitze (ROE u. CLARY 1995).
In einer Studie von NAMBA et al. (1987) wurden die biomechanischen Effekte dreier Spitzenformen von Kirschnerdrähten an Kadaverknochen und in einem In-vivo-Modell verglichen. Die Trokarspitze (Abb. 2.5) ist dabei durch drei oder vier gewinkelte gleich große Flächen gekennzeichnet, die zu einer Spitze geschliffen sind. Durch diese Spitzenkonfiguration wird eine gute zirkumferente Passung im Knochen erreicht, die initial im Vergleich zu den anderen Pinspitzen eine höhere Haltekraft im Knochen bedingt. Aufgrund dieser guten Passung wird beim Einschrauben des Pins in den Knochen eine größere Reibung erzielt, die zusammen mit fehlender Entfernung von Knochenmehl neben einem erhöhten erforderlichen Kraftaufwand beim Eindrehen auch zu einer erhöhten thermalen Zerstörung führt (MATTHEWS et al. 1984). Allerdings gleitet diese Spitze aufgrund ihrer Form nicht so schnell vom Knochen ab und kann deshalb auch abweichend vom 90°-Winkel in den Knochen eingebracht werden (GRAEBE et al. 1992). Im Vergleich zu einer kürzeren Trokarspitze penetriert eine längere den Knochen schneller und ist damit leichter einzubringen (BRINKER et al.
1997). In der Veterinärmedizin ist der Großteil der vermarkteten Pins mit einer Trokarspitze ausgerüstet (MARTI u. ROE 1999). Die Diamantspitze (Abb. 2.5) wird von NAMBA et al. (1987) definiert als zwei gewinkelte Flächen, die zu einem Paar von Schneideecken geschliffen wurden. Aufgrund der flachen Flächen oberhalb der Schneideecken wird der Knochendebris über längere Zeit beim Einbringen entfernt.
Dadurch kann der Kirschner-Draht dank sinkender Reibungskräfte leichter in den Knochen eingebracht werden. Damit mindert sich auch der Knochenkontakt und damit die initiale Haltekraft. Diese Spitzenform neigt ebenso wie die abgeschnittene Spitze dazu am Knochen entlang abzugleiten (GRAEBE et al. 1992). Die abgeschnittene
Spitze weist eine exzentrisch gelegenen Spitze und eine einzige schräge Schneideecke auf. Sie verursacht großer Löcher. Dadurch ist die Haltekraft deutlich vermindert.
Die Halbbohrerspitze (Abb. 2.5) hat nur eine Fläche, die auf die Hälfte des Pindurchmessers geschliffen ist (CLARY u. ROE 1995).
Im Rahmen einer Ex-vivo-Untersuchung von MARTI und ROE (1998) wurde eine Trokarspitze mit einer modifizierten Trokarspitze verglichen. Letztere zeichnete sich durch ausgehöhlte Facetten aus. Aufgrund der Bohrfähigkeiten des Pins mit der konzentrisch gelagerten Spitze wurde die Haltekraft im Knochen im Laufe dieser Studie vermindert. Es wurde jedoch postuliert, dass diese Spitzenkonfiguration mechanische Knochenschäden und solche durch Hitzeentwicklung vermindern könnte.
MATTHEWS et al. (1984) konnten bei einer Ex-vivo-Untersuchung die thermischen Effekte beim Einbringen von Pins mit der Spitzenkonfiguration halbbohrendes bzw.
modifiziertes halbbohrendes Design (Abb. 2.5) prüfen, die im Vergleich zur Trokar- und Diamantspitze geringere und kürzere Zeit andauernde Temperaturerhöhungen verursachen.
In einer Kadaverstudie von SEITZ et al. (1991) zeigte sich ein fehlender Knochenkontakt an den Spannuten der untersuchten Schrauben, durch den eine verminderte Haltekraft im Vergleich zum Standardpin erklärt wird. Zu einem ähnlichen Ergebnis gelangten schon KORANYI et al. (1970) bei ihrer Ex-vivo-Untersuchung von orthopädischen Schrauben.
Abb. 2.5 Schraubenspitzen modifiziert nach MATTHEWS et al. (1984) und WIKENHEISER et al. (1995)
2.6.4 Implantatmaterialien
Die am häufigsten verwendeten Implantate bestehen aus rostfreiem Stahl, reinem Titan oder Titanlegierungen. Rostfreier Implantatstahl (ISO 5832-1; 1997) besteht aus der preisgünstigen Legierung aus Eisen, Chrom und Nickel und weist eine gute Kombination aus Festigkeit, Duktilität und meist genügender Korrosionsbeständigkeit
al. 1997). Reines Titan besteht aus Titan und Sauerstoff, ist biologisch inert und kompatibel. Die Titan-6-Aluminium-4-Vanadium-Legierung bietet eine hervorragende Festigkeit und eine mäßige Duktilität bei einer ausgezeichneten Korrosionsbeständigkeit (MILLER et al. 1992).
KASMAN und CHAO (1984) setzen unterschiedliche Fixateur-externe-Pins einer zyklischen Biegungsbelastung aus und stellen fest, dass Stahlpins den Belastungen länger standhalten, als Titanpins. Titanpins sind flexibler als Stahlpins. Dies wirkt sich nachteilig aus, da die Knochenschrauben des Fixateur externe ein großes Maß an Steifigkeit aufweisen sollten, um die Integrität des Knochen-Pin-Kontaktes zu schützen (CHAO et al. 1982; NEUMANN et al. 1993).
Um das Einwachsverhalten der Schrauben in den Knochen zu fördern, werden Pins unterschiedlichen Oberflächenbehandlungen unterzogen. In der Literatur wird eine Vielzahl von Methoden beschrieben, um die Oberfläche rauh zu gestalten (z.B.
Bearbeitung mit Sand oder runden Körpern, Beschichtungen, usw.) oder die Porösität der Oberfläche zu erhöhen (z.B. durch Beschichtungen (ORTON et al. 1986)). Durch diese Maßnahmen soll ein Mikrointerlock erzeugt (LING 1986) und das Einwachsverhalten des Implantates in den Knochen verbessert werden (THOMAS u.
COOK 1985).
2.7 Verbesserung des Pin-Knochenkontaktes durch Beschichtung der Pins
Es gilt als erwiesen, dass die Beschichtung von Metallimplantaten mit organischen Materialien, Polymeren, porösen Metallen oder Keramiken die Osteointegration von Implantaten fördern kann (SIMSKE et al. 1997).
2.7.1 Hydroxylapatit (HA)
2.7.1.1 Einfluss des Hydroxylapatits auf das Knochengewebe
Hydroxylapatit (Ca10(PO4)6(OH)2) gehört zu den keramischen Werkstoffen (COOKE 1992). Es hat die gleiche chemische und kristallographische Struktur wie Knochen von Vertebraten und ist deshalb biokompatibel (OSBORN et al. 1980; JARCHO 1981). Nur die Kristallgröße des biologischen Apatits soll um ein Vielfaches kleiner, als die des synthetischen oder geologischen Apatits sein (COOKE 1992).
Hydroxylapatit ist sehr spröde und großen mechanischen Belastungen nicht gewachsen.
Um die osteoinduktive (GOSAIN et al. 2002) und -konduktive Wirkung des HA mit der mechanischen Stabilität von Metallen zu verknüpfen, findet HA vorzugsweise in Form einer Beschichtung von Metallen Anwendung. Die Beschichtung eines Metalls wird vorzugsweise im Plasmasprayverfahren durchgeführt (KLEIN et al. 1994), dies gilt auch für die Hydroxylapatitbeschichtung. Im Prinzip wird bei dieser Art der Beschichtung ein Werkstoff, wie z.B. Hydroxylapatitpulver in ein heißes Gas mit hoher Geschwindigkeit gegeben. Die Hydroxylapatitpartikel schmelzen und werden auf der Implantatoberfläche in Schichten abgelagert (DE GROOT et al. 1987; COOKE 1992).
Dabei sollte die Beschichtungsdicke auf einen Bereich zwischen 30 µm und 90 µm (Optimum: 50 µm) eingestellt werden, da sich zum einen 10 bis 15 µm der Beschichtung im Verlauf der Knochenbildung auflösen, zum anderen aber eine Beschichtung, die dicker als 90 µm ist, den mechanischen Anforderungen nicht gewachsen wäre (GEESINK et al. 1987, 1988; KESTER et al. 1991).
Durch die Beschichtung von Implantaten mit HA wird die Zeit, die bis zur ausreichenden Fixation des Implantats im Knochen benötigt wird, vermindert (DUCHEYNE et al. 1980; COOK et al. 1988; KOCH et al. 1990). Zudem steigt im Vergleich zu nicht beschichteten Implantaten die Stärke der Fixation und die Knochenapposition oder der Knocheneinwuchs (JARCHO et al. 1976; COOK et al.
1988; GEESINK 1990; LONGO et al. 1991; MORONI et al. 2001). Dies wird
ermöglicht, weil die HA-Beschichtung an ihrer Oberfläche freie Calcium- und Phosphationen aufweist, die von den Knochenzellen zum Aufbau von Knochengewebe genutzt werden. So wird eine epitaxiale Präzipitation (Präzipitation gleichartiger Kristalle) von HA-Kristallen beschrieben (NEO et al. 1992). HA gilt deshalb als bioaktiv (GEESINK et al. 1987). Das Knochenwachstum findet somit von zwei Oberflächen ausgehend statt, so dass die Knochenplatte des Implantats und die des umgebende Knochens aufeinander zu wachsen (VAN BLITTERSWIJK et al. 1985;
COOK et al.1987; SØBALLE et al. 1990). Die Verbesserung der Fixation durch HA wird besonders bei der Implantation in osteoporotisches Knochengewebe oder aber auch bei einer Lücke zwischen umgebenden Knochen und Implantat deutlich (HENCH u.
WILSON 1984; SØBALLE 1990, 1991; KAY u. MAY 1991; ROCCA et al. 2001).
Langfristig gesehen erreichen HA-beschichtete Implantate jedoch nur eine vergleichbare Verankerung wie nicht beschichtete Implantate (THOMAS et al. 1987).
Hinsichtlich des Haftungsverhaltens HA-beschichteter Implantate wird vermutet, dass der enge Knochenkontakt initial durch die Anheftung von Carbonatgruppen des Knochenkollagens an das Hydroxylapatit zustande kommt (TRACY u. DOREMUS 1984; GARCIA u. DOREMUS 1992). Andere Autoren sprechen von einer Vermittlung der Bindung von HA an den Knochen unter Beteiligung von nichtkollagenen Knochenproteinen (DE LANGE et al. 1988). Zudem wird der Aufbau einer chemischen Bindung zwischen HA und Knochen postuliert (HENCH et al. 1971; JARCHO et al.
1976; DUCHEYNE et al. 1980; BRILL u. KATTHAGEN 1987; GEESINK et al. 1988).
DARIMONT et al. (2002) weisen darauf hin, dass die genaue Rolle des HA bei der Knochenheilung immer noch nicht bekannt ist. Folgende Vorschläge für die Wirkungsweise von HA werden angeführt:
- erhöhte Adsorption und Produktion von Proteinen (Wachstumsfaktoren) - leichtere Adhäsion der Osteoblasten
- fördernder Einfluss auf die zentrifugale Osteogenese - gesteigertes Kristallwachstum und Matrix Mineralisation
Dieses frühe Knochenwachstum stabilisiert das Implantat und verhindert die Bildung von Bindegewebe (MOUZIN et al. 2001). HA soll sogar in der Lage sein, ein bewegungsinduziertes Bindegewebslager in eine knöcherne Verankerung umzuwandeln (SØBALLE u. OVERGAARD 1996). Zudem kann HA die Abgabe von Metallionen durch das Implantatmetall verhindern (JARCHO 1986; DUCHEYNE et al. 1988) und dadurch dessen Biokompatibilität steigern.
Zudem gewährleistet HA an infizierten Pins das Ausdrehmoment, da die hohe Osteointegrationsfähigkeit des Hydroxylapatits der Knochen-Pin-Kontakt zu versiegeln scheint und damit eine weitere Ausbreitung der Infektion vom Weichteil- ins Knochengewebe verhindert (MORONI et al. 1998b, 2001a, 2001b; ARICOLA et al.
1999). Die Wichtigkeit der durch HA verbesserten Osteointegration zeigt sich darin, dass Mikrobewegungen der Pins reduziert werden. Diese Mikrobewegungen können die Chemotaxis von Makrophagen und damit die Infektionsbekämpfung stören (ZARUBY et al. 1995).
2.7.1.2 Einfluss des Hydroxylapatits auf das Weichteilgewebe
Hydroxylapatit zeigt eine gute Kompatibilität mit der Haut (SHIN et al. 1992; YANG et al. 2001). Prinzipiell ist epidermales Epithel in der Lage, an mineralisierte perkutane Strukturen zu adhärieren. So ist die orale Mukosa ein bekanntes Beispiel für die Fähigkeit der Anheftung an die Oberfläche von natürlichen Zähnen sowie auch an dentale Implantate aus Titan, aus hydroxylapatitbeschichtetem Titan oder Aluminiumoxid. Die Basisstruktur dieser Anhaftung liegt in Form von Hemidesmosomen vor (KNABE et al. 1999).
Als übliches Problem bei der Verwendung von perkutanen Implantaten gilt das Bestreben des Epithels das Implantat einzuhüllen, und an diesem herunterzuwachsen, ohne jedoch einen Kontakt zu dem Implantat herzustellen (AOKI et al. 1987; BLOCK et al. 1987; YANG et al. 2001). Dadurch wird die Implantatfixation beeinträchtigt und die Möglichkeit der Entstehung einer bakteriellen Infektion erhöht. Durch frühzeitige
Anheftung von Bindegewebe an die Implantatoberfläche, kann dies Wachstum des Epithels verhindert werden (CHEHROUDI et al. 1992; KNABE et al. 1999).
Insbesondere gelingt dies durch eine strukturierte Oberfläche (CHEHROUDI et al.
1992). Die Ausbildung keramofibröser Regenerate wird schon 1988 von FRENTZEN et al. nach palatinaler Implantation von HA-Granulat beschrieben.
Hydroxylapatit ist in der Lage, auch mit der Haut eine biologische Versiegelung einzugehen (YANG et al. 1999, 2001). Zudem scheint HA die Möglichkeit einer normalen epithelialen Anheftung des Epithels (VAN BLITTERSWIJK et al. 1986a) über Hemidesmosomen an die Implantatoberfläche zu bieten (HENCH u. WILSON 1984; JANSEN et al. 1985) und damit Infektionen vorzubeugen (SHIN et al. 1992). Die Ausbildung einer epithelialen Schicht auf Mittelohrimplantaten bei Ratten wird von PINILLA et al. (2003) beschrieben.
SUN et al. (1997) schließen aus ihren Untersuchungen in einer Zellkultur, dass Hydroxylapatit einen inhibitorischen Effekt auf Myoblasten ausübt.
Fibroblastenkulturen erfahren dagegen keine Zellschädigung und werden in ihrer Proliferation nicht beeinträchtigt (KALLENBERGER et al. 1983). Im Weichteilgewebe wird HA aufgelöst (WAGNER et al. 1988; OGISO et al. 1997).
2.7.1.3 Modifikationen von Hydroxylapatit
Im Schrifttum sind zahlreiche Untersuchungen zu finden, die sich mit der Modifikation von Hydroxylapatitbeschichtungen befassen. So können durch Modifikationen des Plasmasprayverfahrens die Zusammensetzung und die Kristallinität des Hydroxylapatits verändert werden. Eine hohe Kristallinität des Hydroxylapatits schützt die Beschichtung zum Beispiel vor Resorption (DARIMONT et al. 2002; PORTER et al. 2002; SUN 2002a).
Üblicherweise steigt die durch Ha vermittelte Fixation mit steigender Porosität der Beschichtung (AUGAT et al. 1995). Eine hohe Porosität der HA-Beschichtung sorgt
mit geringerer Porösität für eine schnelle Auflösung im Knochen und damit für eine schlechte mechanische Performance durch eine Osteolyse am Knochen-Schrauben- Kontakt.
Um die Infektionsrate von Implantaten zu senken, werden den Beschichtungen Antibiotika zugefügt. In einem Modell an Ziegen konnte ein mit Lipiden stabilisierter Hydroxylapatit/Chlorhexidine-Komplex an Fixateur-externe-Pins Pintraktinfektionen durch einen Staphylokokkus-aureus-Stamm erfolgreich senken und gleichzeitig die Pinfixation in Knochen erhöhen (DeJONG et al. 2001). Eine In-vitro-Studie mit einer Tobramycin/Hydroxylapatitbeschichtung scheint ein ähnliches Ergebnis zu versprechen (STIGTER et al. 2002).
Eine In-vitro-Untersuchung von Hydroxylapatite/Polymer-Verbindungen wurde von SUN et al. (2002b) publiziert. Ziel war es, eine Kombination von erhöhter Osteointegration und Stressreduktion am Knochen-Implantat-Kontakt zu erreichen.
Eine Untersuchung zur In-vivo-Anwendbarkeit scheint nicht vorzuliegen.
2.7.2 Weitere Beschichtungen
Das erste bekannte Beispiel von beschichteten Pins geht auf Lambotte im Jahre 1913 zurück, der Pins mit Nickel und Gold beschichtete, um diese vor Rost zu schützen (MORONI et al. 2002b). Beschichtungen zur Implantatfixation umfassen zum einen die große Gruppe der porösen Beschichtungen, die ihre Wirkung durch Gewebseinwuchs entfalten und die Gruppe der Biogläser, der Keramiken und der Glas-Keramik- Kompositionen.
2.7.2.1 Poröse Beschichtungen
Poröse Beschichtungen entstehen durch das Sintern von Metallen, Keramiken, Polymerpudern, Drähten oder Fasern auf ein solides Substrat. Zusätzlich werden auch plasmagesprayte Metallbeschichtungen zu den porösen Beschichtungen gezählt, obwohl mit diesem Verfahren hergestellte Beschichtungen in der Regel das Prinzip der Knochenbildung an den Oberflächenunebenheiten zeigen (VAN RECUM 1999). Der
Einwuchs von Knochen in Poren setzt eine Porengröße von mindestens 100 µm voraus (KLEIN et al. 1983), da nur dann Osteone einwachsen können (VAN BLITTERSWIJK et al. 1986b); andere Autoren sprechen von einer Porengröße von mehr als 50 µm (DUCHEYNE et al. 1980).
Gut stabilisierte porös beschichtete Hüftgelenksprothesen zeigten eine gute Verzahnung zwischen den Poren und dem Knochen- oder Bindegewebe (COLLIER et al. 1988).
Solch eine bessere Verzahnung von Kollagenfasern mit der porösen Oberfläche von Zahnimplantaten konnte auch durch SIMMONS et al. (1998) schon nach einem Implantationszeitraum von vier Tagen nachgewiesen werden. Nach einer Implantationszeit von acht Wochen in einem unilateralen Fixateur externe Modell bei Hunden konnte anhand von Steinmannpins mit einer porösen Titanbeschichtung eine erhöhte anzuwendende Extraktionskraft nachgewiesen werden. Es bleibt jedoch unklar, ob diese erhöhte Extraktionskraft auf den erhöhten knöchernen oder/und bindegewebigen Einwuchs oder/und auf die Rauhigkeit des Titans zurückzuführen war (DeCAMP et al. 1988).
2.7.2.2 Bioglas, Keramiken und Glaskeramiken
Zur Gruppe der Biogläser, der Keramiken und Glaskeramikkompositionen gehören neben Hydroxylapatit noch weitere Substanzen. So ist das verwandte Fluorapatit termostabiler als Hydroxylapatit und deshalb besser mit dem Plasmasprayverfahren verarbeitbar. Zudem scheint qualitativ hochwertiges Fluorapatit im Vergleich zu Hydroxylapatit eine geringere Löslichkeit zu besitzen und erreicht unter stabilen Bedingungen die gleiche oder sogar bessere mechanische Fixation (DHERT et al. 1993) und Osteointegration (OVERGAARD et al. 1997, 1998).
Tricalciumphosphat (TCP) konnte als Beschichtung von zylindrischen Titanimplantaten nach Implantation in den proximalen Humerus von Hunden ein besseres Einwachsverhalten in den Knochen zeigen als die Kontrolle. Aufgrund der schnelleren Resorption ist es dem Hydroxylapatit jedoch unterlegen (LIND et al. 1999). Ähnliche Ergebnisse wurden 1994 von TISDEL et al. mit Titan-Faser-Metall-Implantaten erzielt.
Schon 1977 berichten CAMERON und PILLIAR von einer direkten Knochenanlagerung an Tricalciumphosphat. Für TCP ist ein osteokonduktiver Effekt dokumentiert (LIND et al. 1999). In einer älteren Studie konnte für Tricalciumphosphat kein Unterschied zu HA in Bezug zum Einwuchsverhalten in den Knochen nachgewiesen werden, während sich Tetracalciumphosphat wie Hydroxylapatit verhielt (KLEIN et al. 1991).
DHERT et al. (1993) zeigten in ihrer Studie, dass mit Hilfe einer Magnesiumwhitlockitbeschichtung (Ca9Mg(PO4)6(PO3OH)) eine gute Knochenanlagerung erreicht wird, die insbesondere zwischen der zwölften und fünfundzwanzigsten Woche post operationem noch zunimmt. Der Einsatz einer Keramik Aluminiumoxid (α-Al2O3) als Beschichtung eines Teils einer Hüftendoprothese beim Menschen, verlief erfolgreich (FARIZON et al. 1998). Aluminiumoxid ist bioinert, mechanisch sehr resistent und bioadaptiv, aber nicht osteokonduktiv. Bei Verwendung von Aluminiumoxid, Titanoxid (TiO2) und Titannitrid (TiN) als Schraubenbeschichtung war es HAYASHI et al. (1989) jedoch nicht möglich, ein von der unbeschichteten Kontrollschraube signifikant abweichendes Einwachsverhalten in den Knochen nachzuweisen.
Wird die Keramik Wollastonit (CaSiO3) allein oder in Verbindung mit Titanoxid als W7T3 (70 wt % Wollastonit und 30 wt % TiO2) als Beschichtung eines Ti-6Al-4V Substrates verwendet und in simulierter Körperflüssigkeit oder mit einer Osteoblastenkultur zusammen gehalten, zeigt es eine gute Bioaktivität und Zytokompatibilität. Für W7T3 können in vitro so die Eigenschaften des TiO2
(ausreichende Stabilität) und des Wollastonits (Bioaktivität) kombiniert werden (LIU u.
DING 2002). In-vivo-Untersuchungen sind nicht bekannt.
Plasmagespraytes Dicalciumsilikat (Ca2SiO4) bildet in simulierter Körperflüssigkeit eine Schicht aus knochenähnlichem Apatit und zeigt damit eine viel versprechende Bioaktivität (LIU et al. 2002). Auch liegen hier keine Ergebnisse einer In-vivo- Untersuchung vor.
Das In-vitro-Verhalten einer Silikat-Glas-Beschichtung zeigt sich abhängig vom Silikatgehalt. Liegt dieser bei < 60 wt %, kommt es in simulierter Körperflüssigkeit innerhalb von zwei Monaten zur Apatitpräzipitation, aber auch zur Bildung von Rissen
in der Beschichtung. Ist der Silikatgehalt > 60 wt %, bleibt die Beschichtung stabil, aber die Präzipitation bleibt aus. Eine weitere Untersuchung soll folgen, um eine kombinierte Beschichtung aus einer inneren Silikatglasschicht mit > 60 wt % Silikatgehalt und einer äußeren mit < 60 wt % Silikatgehalt zu evaluieren (SAIZ et al. 2002). Bioglas ist osteokonduktiv. Die Implantation von Bioglas-Partikeln in die Tibia von Ratten zeigt acht Wochen nach der Implantation Knochenbindung ohne eine dazwischen liegende Weichgewebsschicht (NEO et al. 1992). Nach In-vivo-Implantation von Bioglas in Schafsfemura war jedoch histologisch eine Bindegewebs- und eine Fremdkörperreaktion vorherrschend, bei einer im Vergleich zu Hydroxylapatit deutlich verminderten Osteointegration und Mineralisation (LOPEZ-SASTRE et al. 1998).
2.7.2.3 Metallbeschichtung
Die Untersuchung einer Titanbeschichtung von Fixateur-externe-Pins zeigt gegenüber der Kontrollgruppe eine deutlich bessere Osteointegration der Pins, die jedoch nicht an die von mit Hydroxylapatit beschichteten Pins heranreicht (MORONI et al. 1998a;
DARIMONT et al. 2002). Dieses Ergebnis konnte durch MORONI et al. (2002a) anhand von titanbeschichteten Schrauben bestätigt werden.
Beim In-vitro-Einsatz einer Beschichtung aus durch ionenstrahlassoziierte Ablagerung aus der Gasphase entstandenem Silber, ist diese sehr potente, breit wirksame antimikrobielle Substanz im Vergleich zu rostfreiem Stahl weder geno- noch zytotoxisch und zeigt in einer Zellkultur eine gute Osteoblastenaktivität. Es besteht deshalb die Hoffnung, durch Silberbeschichtung von Fixateur-externe-Pins, Pintraktinfektionen senken zu können (BOSETTI et al. 2002). In einer klinischen Studie am Menschen wurden nach Vergleich von mit Silber beschichteten Pins und unbeschichteten Pins keine signifikanten Unterschiede in Bezug auf die bakterielle Kolonisation der Pins nachgewiesen. Es zeigte sich jedoch eine Erhöhung des Silberspiegels im Blut, so dass die Untersuchung abgebrochen werden musste (MASSÈ et al. 2000).
2.7.2.4 Elastomere und Polymere
Durch Elastomer- und Polymerbeschichtung von Fixateur-externe-Pins kann im Knochenmodell eine Stressreduktion am Knochen-Pin-Kontakt erreicht werden.
Besonders geeignet erscheinen MANLEY et. al. (1984) Polyethylene mit einem ultrahohen Molekulargewicht als Polymer und ein Silikonelastomer. Bei Verwendung von Polyactive® (Polyethylenoxid + Polyethylen Terepthalat) als Implantatbeschichtung ist bei initialem Knochenkontakt Knochenbildung am Implantat möglich, aber nicht unter den Bedingungen einer Lücke zwischen Implantat und Knochenlager (SAKKERS et al. 1997).
2.7.2.5 Organische Beschichtungen
Durch Adsorbtion von TGF-β1 (Transforming growth factor β1, Knochenmatrixprotein) an eine TCP-Beschichtung ist eine Steigerung der mechanischen Fixation und des Knocheneinwuchses von Implantaten zu erwarten, auch wenn dieses suboptimal eingebracht ist (LIND et al. 1996, 2001). Dies gilt auch für die TGF-β1-Behandlung von HA-TCP-Beschichtungen (SUMNER et al. 1995).
3. Material und Methoden
3.1 Versuchstiere
Die Beschaffung der Versuchstiere und die Durchführung der Versuche wurde zuvor von der Bezirksregierung Hannover genehmigt (AZ 42502-02/572). Als Versuchstiere wurden weibliche Schafe der Rasse Deutsches Schwarzköpfiges Fleischschaf mit vollendetem Knochenwachstum mit einem Alter von mindestens zwei Jahren verwendet. Sie wiesen ein mittleres Körpergewicht von 78,3 kg (55 kg – 110,4 kg) auf (Niedersächsische Schafverwertung e.G., Hannover, Deutschland). Insgesamt wurden 15 Tiere im Zeitraum von August 2002 bis Oktober 2002 dem operativen Eingriff unterzogen. Die sich der Operation anschließende Beobachtungszeit belief sich auf sechs Wochen.
3.2 Operationsinstrumentarium und Versuchsgruppen
In dieser Studie wurden vier Schraubengruppen miteinander verglichen (Gruppe A – Gruppe D). Bei allen Pins handelte es sich um selbstschneidende Schrauben aus glattem rostfreiem Stahl (AISI 316L), entsprechend dem Standard ISO 5832-1 und ASTM F 138. Die Gesamtlänge der Pins betrug 150 mm bei einer Gewindelänge von 30 mm. Der Gewindedurchmesser betrug außen 6 mm und im Kern 5 mm. Es handelte sich ausschließlich um negative Gewindeformen. Der Querschnitt der Gewindegänge war dreieckig mit einer abgerundeten Basis.
Der XCaliber-Pin (Abb. 3.1) (Gruppe A) zeichnete sich durch eine trokarierte Spitze mit zwei Spannuten aus. Der Spitzenwinkel betrug 90°. Er war somit selbstschneidend und selbstbohrend. Der gesamte Pin wies eine zylindrische Form auf. Die Steigung betrug 1,25 mm bei einer Gewindetiefe von 0,75 mm und einem Flankenwinkel von 30°.
Abb. 3.1 XCaliber-Pin (unbeschichtet)
Als Gruppe B wurde der XCaliber-Pin mit einer Gewindebeschichtung mit Hydroxylapatit (= XCaliber-Osteo-Tite, Abb. 3.2) eingesetzt, wobei die letzten zwei Gewindeleisten zum Schaft hin von der Beschichtung ausgenommen waren. Die Steigung betrug 1,25 mm.
Abb. 3.2 XCaliber-Osteo-Tite-Pin mit hydroxylapatitbeschichtetem Gewinde Der XCaliber-Osteo-Tite-Pin mit Hydroxylapatitbeschichtung des Gewindes und ca.
9 cm des Schaftes wurde als Gruppe C verwendet (Abb. 3.3).
