Untersuchung zur Biokompatibilität und Degradation von Platten-Schrauben-Kombinationen aus Magnesiumlegierungen im in vitro Knochenmodell sowie im Kaninchenmodell

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Tierärztliche Hochschule Hannover

Untersuchung zur Biokompatibilität und Degradation von Platten-Schrauben- Kombinationen aus Magnesiumlegierungen im in vitro Knochenmodell

sowie im Kaninchenmodell

INAUGURAL-DISSERTATION

zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin - Doctor medicinae veterinariae -

(Dr. med. vet.)

vorgelegt von Leonie Wolters

Hannover

Hannover 2014

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Wissenschaftliche Betreuung: Univ.-Prof. Dr. med. vet. Michael Fehr Klinik für Kleintiere

1. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. Michael Fehr 2. Gutachter: PD Dr. Anke Schnapper

Tag der mündlichen Prüfung: 19.05.2014

Diese Dissertation entstand im Rahmen des Sonderforschungsbereiches 599

„Zukunftsfähige bioresorbierbare und permanente Implantate aus metallischen und keramischen Werkstoffen“ im Teilprojekt R6 „Degradable Implantate“, gefördert durch die Deutsche Forschungsgemeinschaft (DFG).

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Für meine Für meine Für meine

Für meine geliebten Eltern geliebten Eltern geliebten Eltern geliebten Eltern

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Veröffentlichungen

Teilergebnisse dieser Dissertation wurden in Sammelbänden / Supplementen international anerkannten Fachzeitschriften mit Gutachtersystem (peer review) veröffentlicht:

• Biomedizinische Technik, Biomedical engineering, 2013 Sep 7

Applicability of degradable magnesium LAE442 alloy plate-screw- systems in a rabbit model

L. Wolters, N. Angrisani, J. Seitz, P. Helmecke, A. Weizbauer, J. Reifenrath doi: 10.1515/bmt-2013-4059

PMID: 24042665

• Procedia CIRP; Vol. 5; 2013; Pages 189–195

Influence of stress on the degradation behavior of Mg LAE442 implant systems

B. Denkena, J. Köhler, P. Helmecke, J. Stieghorst, A. Turger, J. Seitz, L. Wolters, N. Angrisani, J. Reifenrath

DOI:10.1016/j.procir.2013.01.038

• European Cells and Materials; Vol. 26; Suppl. 5, 2013; Page 51

Implant location strongly influences degradation and applicability of magnesium alloys for orthopaedic application

J. Reifenrath, C. Roessig, L. Wolters, J.M. Seitz, P. Helmecke, N. Angrisani ISSN 1473 – 2262; NLM: 100973416

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Veröffentlichungen

Teilergebnisse dieser Dissertation wurden auf folgenden Fachkongressen präsen- tiert:

• BMT Kongress 2013, 3-Länder-Tagung D – A – CH der Fachgesellschaften ÖGBMT / SGBT / DGBMT und 11^th Vienna International Workshop on Functional Electrical Stimulation (FES), Graz, 19. – 21. September 2013

Applicability of degradable magnesium LAE442 alloy plate-screw- systems in a rabbit model

L. Wolters, N. Angrisani, J. Seitz, P. Helmecke, A. Weizbauer, J. Reifenrath

• 5^th Biometal Symposium on Biodegradable Metals for Biomedical Application 2013, Umang Island, Indonesia 25. – 31. August 2013

Implant location strongly influences degradation and applicability of magnesium alloys for orthopaedic application

J. Reifenrath, C. Roessig, L. Wolters, J.M. Seitz, P. Helmecke, N.

Angrisani

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Inhaltsverzeichnis I

Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung ... 1

2 Literaturübersicht ... 4

2.1 Osteosynthesematerialien ... 4

2.1.1 Nicht degradable Implantate ... 4

2.1.2 Degradable Implantate ... 6

2.2 Magnesium und seine Legierungen ... 8

2.2.1 Magnesium ... 8

2.2.2 Magnesiumlegierungen ... 10

2.2.3 Platten und Schrauben aus Magnesium... 14

2.3 Oberflächenbeschaffenheit ...15

2.4 Beschichtungen ...16

2.5 Lagerung ...18

2.6 Angewandte Verfahren in vitro und in vivo ...19

2.6.1 Gewichtsverlust ... 22

2.6.2 Röntgen und µ-Computertomographie ... 23

2.6.3 REM und EDX ... 24

2.6.4 ICP-OES ... 26

2.6.5 Histologie ... 27

3 Material und Methoden ... 29

3.1 In vitro Knochen-Platten ...29

3.1.1 Implantate ... 29

3.1.2 Versuchsaufbau ... 31

3.1.3 µ-Computertomographie ... 35

3.1.4 REM und EDX ... 35

3.2 In vivo Platten-Schrauben ...37

3.2.1 Implantate ... 37

3.2.2 Tiermodell ... 38

(8)

II Inhaltsverzeichnis

3.2.3 Klinik ... 39

3.2.4 Radiologie ... 39

3.2.5 In vivo µ-Computertomographie ... 40

3.2.6 Euthanasie ... 41

3.2.7 Degradations- und Materialanalysen ... 41

3.3 Statistik ...44

4 Ergebnisse ... 46

4.1 In vitro Knochen-Platten ...46

4.1.1 Gewicht und Wasserstoffbildung ... 46

4.1.2 µ-Computertomographie ... 48

4.1.3 REM und EDX ... 53

4.2 In vivo Platten-Schrauben ...55

4.2.1 Klinik ... 55

4.2.2 Radiologie ... 57

4.2.3 In vivo µ-Computertomographie ... 60

4.2.4 Degradations- und Materialanalysen ... 62

5 Diskussion ... 70

5.1 Degradationsverhalten ...70

5.2 Biokompatibilität ...79

5.3 Kritische Betrachtung der eigenen Methodik ...84

5.3.1 In vitro Untersuchungen ... 84

5.3.2 µ-Computertomographische Untersuchungen zur Korrosions- analyse und Biokompatibilität ... 87

5.3.3 REM und EDX ... 91

5.3.1 Tiermodell ... 93

6 Zusammenfassung... 96

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Inhaltsverzeichnis III

7 Summary ... 98

8 Literaturverzeichis ... 99

9 Anhang ... 136

9.1 Weitere Abbildungen und Tabellen ... 136

9.2 Gesamte Materialien und deren Bezugsquellen ... 143

(10)

IV Abkürzungsverzeichnis

Abkürzungverzeichnis

Abb. Abbildung

Abk. Abkürzung

AZ31 / AZ91 Aluminium-Zink Magnesiumlegierung AX30 Magnesium-Calcium-Legierung

A1 unbehandelt / Schraubenkraft 15 cNm A2 unbehandelt / Schraubenkraft 7 cNm

B1 Natronlauge behandelt / Schraubenkraft 15 cNm

bzw. beziehungsweise

C1 fluoridbehandelt / Schraubenkraft 15 cNm

Ca Calcium

caud. caudal

Cl Chlor

cNm Newtonzentimeter

cran. cranial

DIN Deutsches Institut für Normung

dist. distal

EDX energiedispersive Röntgenanalyse E-Modul Elastizitätsmodul

etc. et cetera

evt. eventuell

ex. / exkl. exclusive

Gd Gadolinium

H/H2 Wasserstoff

HA Hydroxylapatit

H.E. Hämatoxylin-Eosin Färbung

ICP-OES Atomemissionsspektralanalyse mit induktiv gekoppeltem Plasma

inkl. inklusive

ISO International Organisation for Standarization

kD Kilodalton

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Abkürzungsverzeichnis V

Konz. Konzentration

La2 Lanthan (2 wt%) Legierung

LAE442 Lithium (4 wt%), Aluminium (4 wt%) und Seltene Erden (2 wt%) Legierung

LANd442 Lithium (4 wt%), Aluminium (4 wt%) und Neodym (2 wt%) Legierung

lat. lateral

LD50 mittlere letale Dosis

li. links

Li Lithium

max. maximal

Mg Magnesium

med. medial

µCT µ-Computertomographie

µCT80 µCT mit 10 µm Auflösung (vgl. Tab. 16) MgF2 Magnesiumfluorid

MN Meganewton

mRNA messenger Ribonukleinsäure

MRT Magnetresonanztomographie

n / a nicht vorhanden / verfügbar

NaOH Natronlauge

Na Natrium

Nd Neodym

Nr. Nummer

O / O2 Sauerstoff

P Phosphor

PDS Polydioxanon

PE Polyethylen

PEEK Polyetheretherketon

PGA Polyglycolid

PHBA Poly-ß-hydroxybutyrat

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VI Abkürzungsverzeichnis

PLA Polylactid

PMMA Polymethylmethacrylat

prox. Proximal

PSU Polysulfon

re. rechts

RE / REE Rare earth elements (Seltene Erden) REM Rasterelektronenmikroskop

s. siehe

SBF Simulated Body Fluid

Tab. Tabelle

TRAP Tartrat-resistenten acid Phosphatase Färbung

u.a. unter anderem

UHMWPE Ultra High Molecular Weight Polyethylen

v.a. vor allem

vgl. vergleiche

Vol. Volumen

wt% Gewichtsprozent

XtremeCT µCT mit 41 µm Auflösung (vgl. Tab. 16)

Y Yttrium (Seltene Erde)

z.B. zum Beispiel

ZEK100 Legierung aus Zink, Seltenen Erden und Zirkonium

Zn Zink

ZNS Zentrales Nervensystem

Zr Zirkonium

z.T. zum Teil

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Abbildungsverzeichnis VII

Abbildungsverzeichnis

Abb. 1: oben: 6 cm rechte Tibia, unten: Aufbringen von Schraube 4 bei MgF2-

Platte ... 32

Abb. 2: A: Platte unter einem Zylinder, B: Versuchstand, C: Messskala vom Zylinder zur Wasserstoffablesung, D: Fluoridbeschichtete Platte in Halterung, E: Knochen-Platten Verbund ... 34

Abb. 3: Zersägen der Platte für EDX Untersuchung ... 35

Abb. 4: EDX Messpunkte der zwei Teilstücke „Steg“ und „Loch“ ... 43

Abb. 5: EDX Messpunkte im REM Übersichtsbild ... 37

Abb. 6: Implantierter Magnesium Platten-Schrauben-Verbund auf rechter Kaninchentibia ... 46

Abb. 7: Knochen-Plattenzerlegung nach der Euthanasie ... 41

Abb. 8: Skizze einer korrodierten Magnesiumplatte im Querschnitt im µCT80 ... 42

Abb. 9: Ausgewählte Bereiche bei 150facher Vergrößerung der Platte NaOH im rasterelektronenmikroskopische Übersichtsbild zur EDX-Analyse ... 43

Abb. 10: Gewichtsabnahme in % der Platten und Schrauben nach 2 Wochen im Korrosionsmedium in vitro ... 47

Abb. 11: Wasserstoffentwicklung während der 2 Wochen im Korrosionsmedium in vitro in ml ... 48

Abb. 12: XtremeCT 3D Bilder vor und nach 2. Versuchsdurchlauf im Korrosionsmedium über 2 Wochen ... 49

Abb. 13: Volumenabnahme nach 2 Wochen Verbleib im Korrosionsmedium in vitro berechnet mittels XtremeCT ... 50

Abb. 14: Dichteabnahme nach 2 Wochen Verbleib im Korrosionsmedium in vitro berechnet mittels XtremeCT... 51

Abb. 15: Volumenabnahme nach 2 Wochen Verbleib im Korrosionsmedium in vitro berechnet mittels µCT80 ... 52

Abb. 16: Dichteabnahme nach 2 Wochen Verbleib im Korrosionsmedium in vitro berechnet mittels µCT80 ... 53

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VIII Abbildungsverzeichnis

Abb. 17: Elementverteilung im EDX nach 2 Wochen im Korrosionsmedium in vitro in den vier verschiedenen Messbereichen aller Platten im

caudalen Lochbereich ... 54 Abb. 18: Subkutane Gasbildung beim La2-Tier beidseitig an beiden

Hinterbeinen; rechtes Bild: Vergrößerung des linken Hinterbeins ... 56 Abb. 19: Querschnitt durch die Tibia mit La2-Platte nach der Explantation

(links); rechts Vergrößerung des Übergangs von Platte zu

Knochenzubildung ... 57 Abb. 20: Röntgenbilder nach 6 Wochen (bzw. 4 Wochen bei C), links:

anterior-posterior, rechts: latero-lateraler Strahlengang ... 59 Abb. 21: Volumen- und Dichteverlauf im µCT Xtreme der Platte La2, rechts:

korrodierte Lanthanplatte nach 6 Wochen Implantation ... 60 Abb. 22: XtremeCT der linken Tibia bei Tier 1: 2D Slice der LAE442 Platte

mit „Nase“ ... 61 Abb. 23: Gasvolumenverlauf von der La2-Platte im XtremeCT und Gas 3D-

Bild nach 2 Wochen ... 62 Abb. 24: µCT80 Schnittbilder mit Lysezonen, Knochenzubildung und

Korrosion ... 63 Abb. 25: In vivo Elementverteilung in Gewichtsprozent im EDX im „Steg“

Bereich ... 72 Abb. 26: Spurenelementverteilung im ICP der einzelnen Platten vor in vivo

Implantation ... 66 Abb. 27: Histologische Querschnitte unter einem Lichtmikroskop (10er

Objektiv) vom Knochen und den Platten-Schrauben-Implantaten

nach Implantation ... 68 Abb. 28: 40er Objektiv Vergrößerung der Knochenzubildung und Lysezone ... 69 Abb. 29: Spaltkorrosion und „Nasen“-Bildung bei einem Magnesiumimplantat ... 73 Abb. 30: Vergleich der Volumenabnahme der Platten und Schrauben in vitro

zwischen XtremeCT und µCT80 ... 137 Abb. 31: Vergleich der Dichteabnahme der Platten und Schrauben in vitro

zwischen XtremeCT und µCT80 ... 138

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Abbildungsverzeichnis IX

Abb. 32: XtremeCT in vivo: Schraube 1 Volumen- und Dichteverlauf ... 139

Abb. 33: XtremeCT in vivo: Gasstegdicken Mittelwert ... 139

Abb. 34: In vivo Elementverteilung im EDX ... 141

Abb. 35: In vivo Elementverteilung im EDX im dunklen Messpunkt ... 142

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X Tabellenverzeichnis

Tabellenverzeichnis

Tab. 1: Maße der Stahl- und Magnesium Platten und Schrauben ... 30

Tab. 2: in vitro Knochen-Platten Versuchsaufbau ... 31

Tab. 3: Tiermodell ... 38

Tab. 4: Semiquantitative Bewertung der Röntgenuntersuchungen ... 40

Tab. 5: Score für die µCT80 Auswertung ... 42

Tab. 6: Mittelwert und Standardabweichung der Wasserstoffentwicklung während der 2 Wochen im Korrosionsmedium in vitro ... 48

Tab. 7: Gaspunktionen der Tiere auf der Mg-Implantatseite über den gesamten Untersuchungszeitraum ... 56

Tab. 8: Semiquantitative Bewertung der in vivo Röntgenuntersuchungen ... 58

Tab. 9: Wasserstoffentwicklung nach 2 Wochen (336 h) der einzelnen Durchgänge in vitro aller LAE442-Platten ... 136

Tab. 10: Statistische Auswertung der Wasserstoffentwicklung mit Angabe der p-Werte zwischen den einzelnen Platten im jeweiligen Zeitpunkt ... 136

Tab. 11: Volumenverlust der einzelnen Durchläufe in vitro aller LAE442- Platten im XtremeCT ... 137

Tab. 12: Statistischer Vergleich der p-Werte der Schraubendichte untereinander vor und nach dem Einbringen ins Korrosionsmedium ... 138

Tab. 13: µCT80 in vivo: Score-Auswertung der Hälfte 2 (distal) ... 140

Tab. 14: Liste der verwendeten Implantat Materialien und ihre Zusammensetzung ... 143

Tab. 15: Für die Durchführung der Tierversuche verwendete Geräte, Materialien und Medikamente ... 143

Tab. 16: µCT, Histologie und weiterführende Materialienuntersuchungen ... 145

Tab. 17: in vitro Versuchsaufbau ... 146

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Einleitung 1

1 Einleitung

Zur Behandlung von Knochenbrüchen werden operativ Osteosynthese-Platten- Schrauben-Systeme verwendet, um den Knochen schnell zu fixieren und somit die Blutversorgung aufrecht zu erhalten und eine schnelle Knochenheilung zu gewähr- leisten (LUHR 2000). Derzeit werden in der Human- sowie in der Veterinärmedizin dafür üblicherweise nicht resorbierbare metallische Platten und Schrauben aus chirurgischem Stahl oder Titan verwendet (DISEGI u. ESCHBACH 2000, POHLER 2000, STIFFLER 2004). Durch eine höhere Steifigkeit dieser Metalle gegenüber Knochen kommt es zum sogenannten Stress Shielding, das Implantat trägt die Kraft und der Knochen wird lastabgeschirmt (LÅFTMAN et al. 1989). Diese Belastungsab- schirmung verringert über die gewollte Frakturheilung hinaus die mechanische Belas- tung des Knochens, wodurch es zu Knochenresorption kommen und so eine Remodellierung verhindert werden kann (RÄIHÄ 1992). Des Weiteren können Im- plantate Fremdkörperreaktionen und Kontaktallergien hervorrufen, wenn sie im Kör- per belassen werden (VOGGENREITER et al. 2003, LICHTE et al. 2011). Daraus folgt, dass die meisten dieser nicht resorbierbaren Implantate wieder explantiert werden müssen und dies eine weitere Operation mit Narkose- und Wundheilungsstö- rungsrisiko, Kosten und Schmerzen etc. nach sich zieht (HOFMANN 1995, WITTE et al. 2004b). Aus diesen Gründen wird schon länger an resorbierbaren Materialien für Implantate geforscht, wobei momentan bereits bioresorbierbare Polymere in der Praxis angewandt werden. Neben (resorbierbarem) Nahtmaterial (CONN et al. 1974, IM et al. 2007) kommen dabei auch Platten und Schrauben für z.B. den Kieferbereich zum Einsatz (EPPLEY et al. 1996, EPPLEY et al. 2004). Letztere sind allerdings für lasttragende Knochen nicht geeinigt (WITTENBERG et al. 1991). Zu Beginn des 19.

Jahrhunderts wurde erstmals mit Magnesium als Implantatmaterial geforscht, was aber wegen der sehr schnellen Korrosionsrate dann verworfen und erst zu Beginn des 21. Jahrhunderts wieder aufgenommen wurde (LAMBOTTE 1932, WITTE 2010).

Neben seiner Abbaubarkeit sind die gute Biokompatibilität (Magnesium ist ein kör- pereigener Stoff), die Osteokonduktivität sowie die z.T. berichtete Osteoinduktivität weitere Vorteile von Magnesium (WITTE et al. 2005, XU et al. 2007, GU et al. 2009).

Die starken Korrosionseigenschaften wurden mittlerweile durch verschiedene Her-

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2 Einleitung

stellungsverfahren, wie z.B. das Strangpressen (JIANG et al. 2008, ULLMANN et al.

2013) und durch die Verwendung von Legierungen sowie Beschichtungen optimiert und steuerbar gemacht werden (STAIGER et al. 2006, JO et al. 2011, SEITZ et al.

2011b). Speziell wurde in den letzten Jahren an Legierungen mit Seltenen Erden geforscht und bereits gute Ergebnisse bezüglich der Zelladhäsion und Biokompatibilität erzielt (WITTE et al. 2008, HÄNZI et al. 2009, RETTIG u. VIRTANEN 2009, FEYERABEND et al. 2010, HUEHNERSCHULTE et al. 2011). Neben der Funktion als Implantatmaterial für die Osteosynthese wird auch an der Verwendung für resorbierbare Stents oder Herztransplantat-Patches geforscht (SCHUMACHER et al.

2011, BAUER et al. 2013, BOWEN et al. 2013). Erste Geometrien für den orthopädi- schen Einsatz wurden von Erdmann et al. mit Schrauben aus einer Magnesium- Calcium-Legierung getestet (ERDMANN et al. 2011). Seit Ende 2013 ist darüber hinaus eine Hohlschraube (Legierung MgYREZr) als humanmedizinisches Implantat für den Einsatz bei Hallux valgus Operationen zugelassen (WINDHAGEN et al. 2013).

Im Sonderforschungsbereich 599 (SFB599) wurde in den letzten Jahren vor allem die Seltene Erden Legierung LAE442 intensiv erforscht und die in vitro sowie in vivo Eignung in Bezug auf mechanische sowie korrosive Eigenschaften bewiesen (DENKENA 2013, HUEHNERSCHULTE 2009, MUELLER et al. 2009, THOMANN et al. 2010b, WITTE et al. 2010, HAMPP et al. 2013). Der nächste Schritt war deshalb, mit dieser Legierung auch Platten-Schrauben-Systeme in vitro sowie in vivo zu tes- ten. Für die Versuche wurden Kaninchen verwendet, da diese ein etabliertes Osteo- synthese Modell darstellen (PEARCE et al. 2007). Die genaue Reproduktion eines Seltenen Erden Gemisches in der Herstellung der Implantate ist schwierig, daher wurde die Legierung La2 bestehend aus nur einem Element der Gruppe der Selte- nen Erden – Lanthan – mit untersucht (SEITZ et al. 2011b, HAMPP et al. 2013).

Bezüglich des Lagerungseinflusses auf die Korrosionseigenschaften von Magnesi- umlegierungen liegen bisher widersprüchliche Ergebnisse vor. Während Ullmann et al. (2013) an einer kleinen Anzahl von Implantaten von einem Einfluss der Lage- rungsdauer auf die Korngrößen berichteten, zeigten erste Ergebnisse einer Studie zur Lagerung von LAE442 Pins keinen Einfluss auf deren Struktur und Korrosions- eigenschaften (BRACHT et al. 2013b, BRACHT et al. 2013a).

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Einleitung 3

Das Ziel dieser Arbeit war die Testung degradabler Platten-Schrauben-Systeme für lasttragende Knochen aus den Legierungen LAE442 nach zwei unterschiedlichen Lagerungszeiten vor Implantation sowie La2 im Vergleich zu herkömmlichem chirurgischem Stahl. Dabei wurden vor allem die Aspekte Korrosion und Biokompatibilität im Kontakt mit dem Weichteilgewebe sowie die Lagerung und Oberflächen- veränderungen der Implantate untersucht.

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4 Literaturübersicht

2 Literaturübersicht

Bei einer Fraktur steht eine Osteosynthese im Mittelpunkt der Therapie mit dem Ziel einer Wiederherstellung der geschädigten Knochenfunktion (PERREN 1992). Wenn der Frakturspalt > 0,5 mm ist (RIEDE u. BIANCHI 2004) werden spezielle Osteo- synthese-Implantate verwendet, die temporär die mechanische Knochenfunktion übernehmen und den Knochen vor Lasteinflüssen abschirmen, um eine schnelle und korrekte Reposition zu gewährleisten (PERREN 1995). Hierzu dienen neben Drahtcerclagen, Fixateur externe, Marknägeln und Kirschner-Drähten besonders Platten und Schrauben (ALEF 2007). Für diese Implantate werden Materialien be- nötigt, die gewisse Eigenschaften aufzeigen, wobei zwischen nicht degradablen und degradablen Implantatmaterialien unterschieden wird.

2.1 Osteosynthesematerialien 2.1.1 Nicht degradable Implantate

Die wichtigsten Materialeigenschaften eines nicht degradablen Implantats sind genü- gend Stabilität (mechanische Festigkeit), keine Fremdkörperreaktionen (PERREN 1991) oder Irritationen des umliegenden Gewebes (Biokompatibilität) (PELUSO et al.

1991) sowie biologische Verträglichkeit (z.B. nicht karzinogen, mutagen oder teratogen) (WILLIAMS 2001). Des Weiteren sollten nicht degradable Materialien korrosionsbeständig sein (WINTERMANTEL u. HA 2009) und nach Frakturheilung leicht zu entfernen sein (GRADINGER u. GOLLWITZER 2006, ALEF 2007). In der Osteosynthesetechnik werden hierfür hauptsächlich nichtresorbierbare Metalle, Polymere und Keramiken verwendet. Bei den Metallen werden Reintitan sowie Titan-Legierungen und Edelstahl verwendet, die alle eine gute Steifigkeit, Dehnbar- keit, Korrosionsbeständigkeit und Biokompatibilität besitzen (HOLZACH u. MATTER 1978, GAUTIER et al. 2000). Edelstahlimplantate sind preiswerter und fester, allerdings treten auch häufiger Entzündungsreaktionen auf (BURIAN et al. 2006). Aus chirurgischem Stahl werden wegen seiner guten Duktilität („Verformbarkeit“) v.a.

Cerclagedrähte und Osteosyntheseplatten hergestellt (DISEGI u. ESCHBACH 2000).

Reintitan oder Titanlegierungen sind allerdings oft besser geeignet, da sie trotz einer

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Literaturübersicht 5

geringeren Festigkeit (HAYAKAWA et al. 2002) eine höhere Korrosionsbeständigkeit und Gewebeverträglichkeit zeigen (UHTHOFF et al. 1981). Eine weitere positive Eigenschaft ist, dass sie nicht magnetisch und somit zur MRT Diagnostik geeinigt sind (KNOTT et al. 2010). Alle drei können jedoch nicht in der Röntgendiagnostik angewandt werden, da es durch Streuung der Strahlung in Implantatsnähe zu keinem scharfabgrenzbaren Bild kommt (CHRISTENSEN et al. 2000). Problematisch bei Metallimplantaten ist die Korrosion. Dabei kommt es zu einem Austausch von Ionen zwischen der Metalloberfläche und dem biologischen Gewebe, was zu Ent- zündungen und Metallallergien führen kann (HIERHOLZER u. HIERHOLZER 1982).

Insbesondere sollte vermieden werden, dass die toxische Dosis der freien Implantat- Ionen überschritten wird, was zu einem aseptischem Implantatversagen und eine dadurch verursachte Refraktur führen könnte (BURIAN et al. 2006).

Bei den nicht resorbierbaren Polymeren werden im medizinischen Bereich heutzu- tage hauptsächlich Polymethylmethacrylate (PMMA) und Polyethylene (PE) verwendet (WINTERMANTEL u. HA 2009). PMMA wird hauptsächlich als Knochen- zement zur Frakturversorgung oder bei der Implantation von Gelenkprothesen angewandt, da es sich durch gute Festigkeit und Härte sowie geringe Feuchtigkeitsauf- nahme auszeichnet (NUSS u. RECHENBERG 2008). Beim Einsatz von PMMA können Nekrosen entstehen und die Osseointegration ist gering sowie das Material recht spröde (NUSS u. RECHENBERG 2008). Polyethylene werden meistens als Ultra High Molecular Weight Polyethylene (UHMWPE) in Knie- und Fingergelenk- implantaten und Hüftgelenkspfannen eingesetzt (NAVARRO et al. 2008). Vorrangig werden sie aber als Inlay in Titanschalen verwendet, da sie als Einzelkomponente für Hüftgelenkspfannen nach wenigen Jahren zum Knochenabbau durch Abrieb und Bildung von Fremdkörpergranulationsgewebe führen würden (WINTERMANTEL u.

HA 2009). Mit Kohlenstofffasern verstärkte Polymergemische sind Polysulfone (PSU) und Polyetheretherketone (PEEK), welche hauptsächlich für Platten und Hüft- gelenksschäfte verwendet werden (NAVARRO et al. 2008, WINTERMANTEL u. HA 2009).

Bei den Keramiken werden ß-Tricalciumphospate und Hydroxylapatite häufig in Kombination mit Aluminium- oder Zirkonoxid verwendet (NAVARRO et al. 2008). Im

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Grunde könnte man sie auch zu den degradablen Materialien zählen, da sie sich nach einigen Jahren auflösen (NUSS u. RECHENBERG 2008). ß-TCP wird über- wiegend als Knochenzement verwendet. Inwieweit es eine Entzündungsreaktion oder Osteokonduktion hervorruft, ist umstritten. Hydroxylapatite finden Verwendung als Beschichtung von z.B. Gelenkpfannen (NUSS u. RECHENBERG 2008).

Der Vorteil von Polymeren und Keramiken ist die Auswahlmöglichkeit verschiedener Komponenten, womit bestimmte Eigenschaften wie zum Beispiel Röntgen- strahlungsdurchlässigkeit, bessere Resorbierbarkeit oder höhere Stabilität und Steifigkeit durch Kohlenstofffasereinlagerung gefördert werden können (BADER et al.

2003). Sie müssen allerdings aufwendig hergestellt werden (HOOPER 1998) und besonders Keramiken haben eine geringe Duktilität und zeigen häufig eine Riss- bildung unter ruhender Zugbeanspruchung (STRIETZEL 2005).

All diese nicht degradablen Implantate haben den Nachteil, dass man sie häufig wieder mit einer zweiten Operation entfernen muss (DELUCA et al. 1988, MEYER- LINDENBERG et al. 1996, WITTE et al. 2004a), weil es entweder zu Unverträglich- keiten oder zu einer schmerzhaften Implantatlockerung kommt (NICOLE 1947, LOMBARDI et al. 1989, HALLAB et al. 2001). Jede Operation birgt jedoch wieder Risiken, wie Narkoserisiko etc. und ist sehr kostenintensiv (GROVES 1913b, HOF- MANN 1995). Auch das sogenannte Stress-Shielding spielt eine nicht minder wichtige Rolle, wobei das Implantat durch Lastabschirmung des Knochens (LÅFTMAN et al. 1989, AU 1994) eine Heilung unterbinden kann (RÄIHÄ 1992).

2.1.2 Degradable Implantate

Die Entwicklung degradabler Implantatmaterialien zielt daher darauf ab, die ge- nannten Nachteile der nicht degradablen zu umgehen. Dies ist der Grund, weshalb schon einige degradierbare Implantate in der Medizintechnik existieren. Dabei ist es wichtig, dass diese Implantate erst nach Erfüllung ihrer Aufgabe degradieren, also sich in einem definierten Zeitraum auflösen (PEUSTER et al. 2006). Degradation ist somit die Fähigkeit eines Werkstoffes, sich nach einiger Zeit an einem bestimmten Implantationsort in seine Abbauprodukte zu zersetzen, die vom Lebewesen resorbiert und dann ausgeschieden werden können (WINTERMANTEL u. HA 2009).

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Wenn diese Auflösung und auch der Abtransport dieser Auflösungsprodukte vorliegen, nennt man diese Materialien resorbierbar (WINTERMANTEL u. HA 2009).

Dabei ist wiederum wichtig, dass diese Abbauprodukte keine toxischen Konzentrati- onen erreichen oder Fremdkörperreaktionen hervorrufen (HARMS u. MÄUSLE 1980, WINTERMANTEL 2002, WINTERMANTEL u. HA 2009).

Häufig bauen sich degradierbare Polymere über Hydrolyse ab (WINTERMANTEL u.

HA 2009) und die Ausscheidung erfolgt über Niere und Lunge (GOGOLEWSKI 2000). In der Medizintechnik stehen besonders Polyglycolide (PGA), Poly-ß- hydroxybutyrate (PHBA) und Polylactide (PLA) sowie deren Copolymere im Vorder- grund (TÖRMÄLÄ et al. 1998, RASSE et al. 2007, IM et al. 2007). Das wohl bekann- teste Anwendungsgebiet für degradable Polymere sind die Nahtmaterialien aus Vicryl, PDS (Polydioxanon) oder Monosyn® (einem Glykonat) (HERMANN et al.

1970, DARDIK et al. 1971, ATHANASIOU et al. 1998). Es werden aus diesem Material aber auch Platten, Schrauben und andere Implantate hergestellt (WITTENBERG et al. 1991, ANDRIANO et al. 1999, GOGOLEWSKI 2000, VAN DER ELST et al. 2000, TIAINEN et al. 2004, RAMCHARITAR u. SERRUYS 2008). Auch bei den Keramiken gibt es degradable Werkstoffe (ULUM et al. 2014), diese sind vor allem Calciumphosphate (CRAMERS u. LUCHT 1977). Sie zeichnen sich durch gute Festigkeit und Härte sowie geringe Feuchtigkeitsaufnahme aus (NUSS u.

RECHENBERG 2008), werden allerdings wegen ihrer geringen Duktilität haupt- sächlich als „bioaktive“ Beschichtungen von Metalldauerimplantaten (z.B. für Hüft- prothesenschäfte) oder als Knochenersatz verwendet (GOMEZ-VEGA et al. 2000, TADIC u. EPPLE 2004).

Der Vorteil von Polymeren und Keramiken ist die Auswahlmöglichkeit verschiedener Komponenten, womit, wie schon bei den nicht degradablen Implantaten erwähnt, bestimmte Eigenschaften gefördert werden können (z.B. Antibiotika Beigabe, Röntgenstrahlungsdurchlässigkeit, höhere Stabilität oder Steifigkeit) (BADER et al.

2003). Im klinischen Alltag werden sie bereits verwendet (ATHANASIOU et al. 1998).

Sie müssen allerdings aufwendig hergestellt werden (HOOPER 1998) und besonders Keramiken haben eine geringe Duktilität und zeigen häufig eine Rissbildung (STRIETZEL 2005). Der große Nachteil dieser degradablen Implantaten bleibt aber,

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dass sie durch eine geringere Lasttragefähigkeit bzw. durch einen geringeren E-Modul als der Knochen nicht die nötigen Eigenschaften besitzen, um einen last- tragenden Knochen, also z.B. den Unterschenkelknochen ausreichend zu stützen (WITTENBERG et al. 1991). Deshalb werden sie vorwiegend in schwach belasteten Bereichen des Körpers angebracht (PIETRZAK et al. 1996, VAN DER ELST et al.

2000). Dies ist der Grund, warum metallische degradable Implantate im Fokus der heutigen Forschung stehen (YEUNG u. WONG 2012). Dabei hat sich besonders Magnesium als zukunftsträchtiges Material erwiesen (SONG 2007, HORT et al.

2009, WITTE 2010, WALKER et al. 2014a).

2.2 Magnesium und seine Legierungen 2.2.1 Magnesium

Das Element Magnesium ist essentiell für diverse Stoffwechselprozesse. Neben der Membranstabilisierung wird es auch zur neuromuskulären Erregungsüberleitung und im ZNS benötigt (ENGELHARDT et al. 2010). Es liegt zu 99 % intrazellulär vor und ist hier das zweithäufigste vorkommende Element (SPEICH et al. 1981). Knapp die Hälfte liegt in den Muskeln und im Weichteilgewebe vor, der Rest im Knochen (SHILS et al. 1994). Es wird über die Nahrung aufgenommen, wovon ca. 70 % resorbiert werden. Ausgeschieden wird es dann über die Niere (ca. 5 %) oder den Magen- Darm-Trakt (QUAMME 1997). Klinisch relevant ist Magnesium nur in Bezug auf einen Mangel (WEISINGER u. BELLORÍN-FONT 1998). So kann es vor allem bei langfristiger Hypomagnesiämie zu einer Osteoporose kommen (RUDE et al. 2006).

Eine Hypermagnesiämie kommt sehr selten vor, im Grunde erst nach intravenöser Überdosierung. Hierbei kann es zu Krämpfen, Hyperreflexie oder auch Paralysen und Tachykardie kommen (HERMANS et al. 1996). Als Leichtmetall hat Magnesium eine physikalische Dichte von 1,74 g/cm³, ist somit also deutlich weniger dicht als Stahl (DEGARMO 1979). Im Gegensatz zu anderen Metallen ähnelt der Elastizitäts- modul (E-Modul) dem natürlichen Knochen (Knochen: 18,6 - 20,7 Gpa, Magnesium:

41 – 45 Gpa, Stahl: 189 – 205 Gpa) (RHO et al. 1993, BRAM 2012). Der E-Modul ist ein Materialkennwert und ist je höher, desto weniger elastisch verformbar das Material ist (BRAM 2012). Auch in der Druckstreckfestigkeit, im Bruchwiderstand

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sowie in der Dichte ähnelt Magnesium dem Knochen (Dichte Knochen: 1,8 - 2,1 g/cm³ (GIBSON u. ASHBY 1999)), was erstmals Staiger et al. (2006) als entscheidend in der Magnesiumforschung konstatierten.

In zahlreichen in vitro und in vivo Studien wurde eine Gasfreisetzung dokumentiert, bei der als entstehendes Gas Wasserstoff auf Grund der Magnesiumabbaureaktion (Mg + H⁺ + H2O = Mg²⁺ + OH^- +H2) vermutet wird (GROVES 1913a, LAMBOTTE 1932, WITTE et al. 2005, HÖH et al. 2009a, REIFENRATH et al. 2010, YEUNG u.

WONG 2012, KRAUS et al. 2012, QI et al. 2013). Diese Gasfreisetzung kann als Maß für die Korrosionsrate dienen (SONG 2005, DENKENA u. LUCAS 2007, SONG 2007, WALKER et al. 2014a). Song u. Atrens et al. (2003) stellten eine Korrosion von 1 mg Magnesium in ca. 1 ml H2 fest. Die Wasserstoffmessung weist allerdings Fehlerquellen auf. Zum einen wird stets eine ungewisse Menge an H2 in der wässrigen Lösung gelöst vorliegen, womit dieser Teil nicht erfasst werden kann (WITTE et al. 2008, KIRKLAND et al. 2012a). Zum anderen ist die Gasentstehung abhängig von der Temperatur und vom atmosphärischen Druck (DENKENA u.

LUCAS 2007). Zudem können Auffanggeräte aus Plastik wasserstoffdurchgängig sein (KIRKLAND et al. 2012a), so dass beim Versuchsaufbau mit großer Sorgfalt vorgegangen werden muss. Wasserstoff wird physiologisch nicht im Körper gebildet, wird aber in geringen Mengen als unkritisch angesehen, da er, wie das Mg(OH)2, resorbiert und ausgeschieden werden kann (MAKAR u. KRUGER 1993, WITTE et al.

2005, WANG et al. 2012). In zahlreichen Literaturstellen wird dem Wasserstoff als Antioxidans ein positiver Effekt auf den Zell- und Gewebeschutz und eine anti- inflammatorische sowie antiapoptotische Wirkung zugeschrieben (BUCH et al. 1999, HUANG et al. 2010, YOSHIKAWA u. NAITO 2011).

Wenn die Korrosion zu schnell abläuft, können sich in Implantatnähe Gastaschen bilden (STAIGER et al. 2006), was im Blut, Gehirn, Herz und der Lunge sowie auch am Knochen negative Folgen haben kann. Wenn es sich bei dem Gas um Wasser- stoff handelt, würde sich im Blut keine Embolie bilden, da Wasserstoff hier gelöst vor- liegt, aber es kann zu niedrigen systolischen Blutdruck kommen (YOSHIKAWA u.

NAITO 2011). Am Knochen wiederum kann es zu unruhiger Knochenstruktur sowie auch Lysen kommen (HUEHNERSCHULTE et al. 2012, ANGRISANI et al. 2012).

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Besonders wichtig bei subkutaner Ansammlung ist, dass die gebildeten Gasblasen manuell abpunktiert werden, da es sonst durch zu hohen Druck das umliegende Gewebe verdrängt und es zu Störungen in der Heilung sowie Vitalität des umliegenden Gewebes kommen kann (STAIGER et al. 2006). Wasserstoff wirkt wie oben er- wähnt in geringen Konzentrationen antiapoptotisch (BUCH et al. 1999) und fördert somit, ähnlich wie die Magnesiumionen eine Knochenneubildung (WITTE et al. 2005, DUYGULU et al. 2007, WITTE et al. 2007c, WONG et al. 2013). Dies wird auch mit der Umkehr des Faktums begründet, dass eine starke Hypomagnesiämie zu einer Osteoporose führt (RUDE et al. 2006, JANNING et al. 2010). Dabei werden folgende Mechanismen vermutet: Da unter anderem Magnesiumionen für die Struktur von Nukleinsäuren wichtig sind und auch bei der Aktivierung von Enzymen, die wiederum Nukleinsäuren bilden, eine große Rolle spielen, tragen sie indirekt zur vermehrten Osteoblastenbildung bei (KATAYANAGI et al. 1990). Weiterhin gilt Mg als Schlüssel- komponente zur mRNA Bildung und fördert damit die Entstehung von Polypeptiden (Proteinen). Wenn diese Proteine dann zur Entstehung von extrazellulärer Matrix dienen, zum Beispiel Kollagen Typ I vermehrt gebildet wird, kann damit die Osteoid- anlagerung begünstigt werden (WHITE u. CANTOR 1971, NEEDHAM et al. 1993, WITTE et al. 2005).

2.2.2 Magnesiumlegierungen

Das von Lambotte et al. (1932) im ersten Drittel des 20. Jahrhunderts getestete Reinmagnesium korrodierte zu schnell. Aus diesem Grund, und um die mechanischen Eigenschaften für einen Einsatz am belasteten Knochen zu verbessern, wurde in den letzten Jahren hauptsächlich an Magnesiumlegierungen mit und ohne Beschichtung geforscht (STAIGER et al. 2006, JO et al. 2011, SEITZ et al. 2011b).

Eine Legierung kann also die Mechanik, das Korrosionsverhalten und die Biokompa- tibilität beeinflussen. Die dabei gewählten Elemente sind limitiert, da sie wie die Hauptlegierungskomponente Magnesium ebenfalls nicht schadhaft für den Körper sein dürfen (BORNAPOUR et al. 2014). Die Elemente Aluminium, Calcium, Lithium, Mangan, Seltene Erden, Zink und Zirkonium haben sich dabei als geeignete Legie- rungselemente erwiesen. Neben Legierungen wie AZ91, AZ31 (beide mit Aluminium und Zink) und Mg-Gd-Zn (Gadolinium und Zink) (HORT et al. 2009, WALTER u.

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KANNAN 2011, KUBÁSEK u. VOJTĚCH 2013) wurde speziell an Legierungen mit Seltenen Erden geforscht (WITTE et al. 2008, RETTIG u. VIRTANEN 2009, HÄNZI et al. 2009, FEYERABEND et al. 2010, HUEHNERSCHULTE et al. 2011).

Seltene Erden (REE = Rare earth elements) basieren auf einer Mischung von meist ein bis zwei mengenmäßig stärker vertretenen Seltenen Erden (z.B. Lanthan, Neo- dym, Cerium, Yttrium) und weiteren Seltenen Erden Elementen. Sie gelten als nur gering toxisch (HALEY u. BERNDT 1987). Bei oraler Aufnahme werden nur ca. 1 - 10 % resorbiert, sie wirken hier ähnlich toxisch wie Kochsalz (DURBIN et al. 1956, HOROVITZ 2000). Bei anderer Applikationsart (v.a. intravenös) steigt ihre Toxizität (EVANS 1983), so können sie zu Ataxien, Atemnot, Gastrointestinalstörungen und Blutungen führen (HALEY u. BERNDT 1987, PUCHE u. CARO 1998). Seltene Erden reichern sich bei intravenöser Applikation hauptsächlich in der Leber, aber auch in der Milz und im Knochenmark an (NAKAMURA et al. 1997). Sie können auch als Rauch über die Lunge aufgenommen werden und dann in Lunge, Leber, Niere und Nägeln akkumulieren (SABBIONI et al. 1982, SULOTTO et al. 1986, PORRU et al.

2001, RIM et al. 2013). Die Speicherung der REE in geringen Konzentrationen im Knochen führt laut Literatur zu keiner toxischen Wirkung (BEHETS et al. 2004), sondern scheint im Gegenteil bei Patienten mit renaler Osteodystrophie und sekundärer Nebenschilddrüsenüberfunktion zu einer Normalisierung des Knochen- stoffwechsels zu führen (D'HAESE et al. 2003). Trotz ihrer zahlreichen positiven Eigenschaften (antimikrobiell, antiviral, antiemetisch, antikarzinogen und antikoagula- torisch), wurden sie in der Medizin wegen starker Nebenwirkungen, wie Fieber, Muskelschmerzen und abdominaler Krämpfe, oftmals ersetzt (EVANS 1990).

Momentan werden Seltene Erden bei der Wundbehandlung von Brandopfern auf- grund ihrer antiinflammatorischen und Wundheilungsfördernder Wirkung eingesetzt (BRUCK et al. 2002). Auch wird eine zytotoxische Wirkung von Seltenen Erden auf Krebszellen vermutet (COHN 1925, JAKUPEC 2002, KOSTOVA et al. 2007), zudem werden sie als Phosphatbinder eingesetzt (D'HAESE et al. 2003). Darüber hinaus wird die Verfütterung Seltener Erden in der Nutztierhaltung als Maßnahme zur Förde- rung der Leistung und Futterverwertung diskutiert (HE et al. 2010). REE als Legierungselemente können darüber hinaus eine höhere Festigkeit, eine Korn-

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größen-Verfeinerung und eine langsamere Degradation des Materials bewirken (ROKHLIN 2003, WANG et al. 2006, WAIZY et al. 2013).

Eine intensiv erforschte und für den Einsatz am belasteten Knochen vielver- sprechende REE-enthaltende Legierung ist LAE442. Sie besteht aus 90 wt%

Magnesium, 4 wt% Lithium, 4 wt% Aluminium und 2 wt% Seltenen Erden (HUEHNERSCHULTE 2009, MUELLER et al. 2009, DENKENA 2013, THOMANN et al. 2010b, WITTE et al. 2010, HAMPP et al. 2013). Lithium nutzt im Körper dieselben Transportwege wie Natrium und kann somit bei Überdosierung zu einem Natriumverlust führen, was wiederum Nephropathien begünstigt (z.B. Diabetes insipidus und Azidose) (GRÜNFELD u. ROSSIER 2009). Ein teratogener Einfluss durch Lithiumüberdosierung wird diskutiert (SZABO 1969). Es wird auch zu Behand- lung von Depressionen verwendet, besitzt aber eine sehr geringe therapeutische Breite (0,6 - 1,2 mmol/l). Bei über 1,1 mmol/l im Blut kann es zu Tremor, Übelkeit, Erbrechen und Herzrhythmusstörungen kommen. Ab 3,0 mmol/l besteht Lebensge- fahr (NIESTROJ 2000). Die Freisetzungsrate der Legierungselemente bei bisher be- schriebenen Korrosionsraten von 0,0134 mm/Jahr bis 0,025 mm/Jahr für stranggepresste LAE442 Implantate erscheint niedrig, somit ist das Risiko einer toxischen Wirkung von Lithium gering (WITTE et al. 2005, ULLMANN et al. 2013).

Als Legierungselement eingesetzt fördert Lithium die Korrosionsresistenz und Duktilität des Implantats (ALAMO u. BANCHIK 1980, BACH et al. 2003, FEYERABEND et al. 2012).

Aluminium kommt im menschlichen Organismus im Blut mit einer Konzentration von 2,1 - 4,8 µg/l vor, ist zwar nicht essentiell, aber als Spurenelement ein natürlicher Bestandteil des Körpers (TAHÁN et al. 1994). Aluminium kann bei Überdosierung neurotoxisch wirken, es kann zu Osteoporose und Anämie führen und auch ein Zusammenhang mit Alzheimer wird diskutiert (YOKEL 1989, EL-RAHMAN 2003, WITTE et al. 2008, GU et al. 2009). Es ist unwahrscheinlich, dass Aluminium als Legierungselement toxische Werte im Blut erreicht. Deshalb wird es mit einer Konzentration von 1 - 9 wt% eingesetzt und somit der Korrosionswiderstand und die Stabilität deutlich erhöht (CAO et al. 2005, HORT et al. 2009, ANGRISANI et al.

2012). Darüber hinaus ist die Legierung LAE442 sowohl in vitro als auch in vivo in

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zahlreichen Studien als eine Legierung mit geringer Degradationsrate, guter Biokom- patibilität und hoher Stabilität beschrieben (WITTE et al. 2006, REIFENRATH et al.

2011, ULLMANN et al. 2013). Sie hat sich somit verglichen mit anderen Magnesium- legierungen sowie Polymeren und permanenten Metallimplantaten als gut geeignet gezeigt (THOMANN et al. 2009, KRAUSE et al. 2010, HAMPP et al. 2012).

Für die Legierung La2 wurden 2 wt% Lanthan verwendet. Sie wurde als neue Einzelkomponenten Seltenen Erden Legierung verwendet, da sie sich in vorange- gangenen Studien bereits als gute Alternative zu den doch stark schwankenden Seltenen Erden Gemisch-Chargen erwiesen hat (WITTE et al. 2008, FEYERABEND et al. 2010, SEITZ et al. 2011b). Das Seltene Erden Element Lanthan wurde 1838 von Mosander entdeckt und hat ein molekulares Gewicht von 138 kD hat (DAS et al.

1988). Lanthan wird in der Literatur als proliferationsfördernd auf Zellen erwähnt, soll aber paradoxer Weise auch Apoptosen induzieren (WASSERMAN et al. 1996, GREISBERG et al. 2001). Lanthan ist darüber hinaus in der Lage, Phosphat im Gastrointestinaltrakt zu binden und es, da Seltene Erden nur gering selbst resorbiert werden, dadurch direkt auszuscheiden (LOCATELLI et al. 2003). Somit wird es als effizienter Phosphatbinder zur Therapie bei Dialysepatienten angewandt (DAS et al.

1988, D'HAESE et al. 2003). Bei Applikation wird es gut toleriert und es wurde bisher keine Toxizität, vor allem nicht für den Knochen, nachgewiesen (vgl. Seltene Erden allgemein und HIRANO u. SUZUKI 1996, D'HAESE et al. 2003, PERSY et al. 2006, BEHETS et al. 2004). Nur als Rauch (v.a. Lanthanchlorid und in geringerer Menge Lanthanoxid) scheint dieses Element der Seltenen Erden zytotoxisch für die Lunge zu sein (SABBIONI et al. 1982, SULOTTO et al. 1986, PALMER et al. 1987, PORRU et al. 2001). Die Implantatlegierung mit Lanthan in vivo im Zusammenhang mit Kor- rosion wurde bis dato nicht in der Literatur aufgeführt. Zwar beurteilen Feyerabend et al. (2010) Lanthan als ungeeignet als alleiniges Legierungselement der Seltenen Erden, weil es die niedrigste mittlere Letale Dosis (LD50) mit 150 mg/kg verglichen mit anderen Seltenen Erden bei in vitro Tests besitzt und scheinbar auch nicht anti- inflammatorisch wirkt. Hirano u. Suzuki (1996) konnten allerdings nur eine sehr geringe Toxizität von REE ausmachen, auch wurde Lanthan von ihnen nicht als stärker toxisch erwähnt. Die Wahrscheinlichkeit der Freisetzung einer LD50 Dosis ist

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darüber hinaus bei einer 2 wt% Beschichtung mit Lanthan sehr gering. Weizbauer et al. (2013b) zeigten außerdem in L929-Zellen und humanen Osteoblasten eine gute Biokompatibilität von La2 magnesiumlegierten Proben. Hering et al. (2013) untersuchten La2 Platten auf ihre mechanische Stärke und Oberflächenbeschaffenheit und stuften sie als zukunftsträchtiges Material ein.

2.2.3 Platten und Schrauben aus Magnesium

Die Plattenosteosynthese ist seit 1886 durch Carl Hansmann etabliert (BROOS u.

SERMON 2004). Speziell aus Magnesium wurden Platten und Schrauben schon früh in vivo am Knochen von Menschen, Meerschweinchen, Kaninchen, Schweinen und Hunden getestet, wobei vor allem Reinmagnesium (PAYR 1900, LAMBOTTE 1932) oder Gemische mit 8 wt% Aluminium (VERBRUGGE 1934) oder 4 wt% Aluminium, mit 3 wt% Mangan oder 0,3 wt% Mangan (MCBRIDE 1938) verwendet wurden. Da sich diese Platten und Schrauben noch zu schnell auflösten, wurde erst später wieder an Magnesium geforscht. Eine entscheidende Rolle dabei spielt auch die Lokalisation (AGHION et al. 2012). Während in der Magnesiumforschung hauptsäch- lich an Implantaten geforscht wird, die im Knochen sitzen (Marknägel, Pins), ist nur wenig über das Verhalten von Magnesiumimplantaten subkutan oder intramuskulär bekannt (WALKER et al. 2014a). Aghion et al. (2012) und Xue et al. (2012) implan- tierten Magnesium Zylinder subkutan bei Ratten (Mg-Nd-Y-Zr) bzw. Mäusen (AZ31 und AZ91) und konnten dabei weniger Gasbildung und somit gute Biokompatibilität nachweisen. Yu et al. (2012) testeten in der Rückenmuskulatur von Kaninchen Ca- PO4-Mg-Zn Pins und kamen zu einem ähnlichen Ergebnis. Auch Hänzi et al. (2010) stellten eine geringere Gasbildung ohne negative Folgen bei der vaskulären Implantation von Mg-Y-Zn Stents im Schweinemodell fest. Im Kaninchenmodell zeigten dann Remennik et al. (2011), dass im Knochen 30 %, im Muskel 60 % und unter der Haut 90 % des Mg-Bismut-Implantats nach vier Wochen korrodiert war und sich kein Gas bildete. Denkena et al. (2005) testeten Schrauben im in vitro Modell mit der Magnesiumlegierung AZ91 sowie Calcium-Magnesiumlegierungen mit unterschiedlichen Calciumkonzentration auf ihre Korrosion. Die Calciumlegierung mit max.

0,8 wt% Calcium korrodierte dabei am langsamsten, bemessen am Gewichtsverlust der Schrauben (MgCa0.8 = 2,75 %, AZ91 = 5,7 %). Magnesiumkortikalisschrauben

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aus AZ31 zeigten im Schafmodell eine gleichmäßige Degradation vor allem am Kopf der Schrauben sowie Knochenneubildung besonders am Gewinde (DUYGULU et al.

2007, WILLBOLD et al. 2011, HENDERSON et al. 2013). Erdmann et. al. (2010, 2011) verwendeten MgCa0.8 Schrauben im Kaninchenmodell, die im Vergleich zu Stahlschrauben eine ähnlich gute Biokompatibilität zeigten und sich auch im Auszug- versuch mit ihren mechanischen Eigenschaften als vorteilhaft erwiesen. MgYREZr Hohlschrauben sind seit 2013 für den klinischen Gebrauch zur Hallux valgus Operation zugelassen (WINDHAGEN et al. 2013). Über Magnesiumplatten sowohl in vitro als auch in vivo ist nur wenig in der Literatur beschrieben (WEIZBAUER et al.

2013a, PICHLER et al. 2013). Zu Platten und Schrauben der Legierungen LAE442 (DENKENA 2013) und La2 (HERING et al. 2013) liegen nur in vitro Versuche vor.

Auch ist ein in vitro Modell, bei dem Magnesiumplatten auf einem Knochen aufge- bracht sind, in der zugänglichen Literatur noch nicht erwähnt.

2.3 Oberflächenbeschaffenheit

Bei der Herstellung von Implantaten entstehen Rückstände auf deren Oberfläche, wie Schmieröle und -fette. Sie können einen Einfluss auf Korrosionsergebnisse sowohl in vitro als auch in vivo haben (ROWLAND et al. 1995, ERDMANN et al.

2011). Daher ist eine Entfernung dieser Rückstände sehr wichtig, um gleiche Voraus- setzungen vor Versuchsbeginn zu schaffen (HEUCK u. VANSELOW 2005, HOYER et al. 2012). Wichtig ist dabei, dass die gewählte Reinigungsmethode das eigentliche Implantatmaterial selbst nicht verändert. Etabliert auf dem Gebiet der magnesium- basierten Implantate hat sich unter anderem eine Acetonbehandlung in einem Ultra- schallbad (SONG et al. 2004, HUEHNERSCHULTE et al. 2011).

Kim et al. (2003) sehen die Oberflächenbeschaffenheit als einen wichtigen Para- meter eines Biomaterials, da über diese der Kontakt zwischen Knochen und Implan- tat maßgeblich beeinflusst wird. Um einen besseren Osseointegrationsgrad zu erreichen ist es allerdings von Vorteil, wenn vor allem länger verbleibende Implantate raue und strukturierte Oberflächen aufweisen (BOTTICELLI et al. 2005). Solche Oberflächenstrukturen führen dann zu einem verbesserten Anhaften von Knochen- zellen (UNGERSBÖCK et al. 1994, GOLDBERG u. JINNO 1999, BOTTICELLI et al.

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2005), insbesondere im Bereich der Tibia (HAYAKAWA et al. 2000). Diese Tatsache ist wesentlich für Verankerungsstrukturen von dauerhaft im Organismus verbleibenden Implantaten (z.B. Hüftgelenksschäfte), aber von geringerem Interesse bei temporären Osteosynthesen.

Untersuchungen zum Einfluss der Oberflächenbeschaffenheit auf das in vitro Ver- halten von Magnesiumimplantaten wurden ebenfalls durchgeführt (DENKENA et al.

2005). Bei Verwendung eines Körperersatzmediums zeigte sich, dass Kerben, Risse, Löcher und andere Defekte zu einer beschleunigten Korrosion führen (MAYER et al.

2003, POTZIES u. KAINER 2004, KANNAN et al. 2010). Walter et al. (2013) und Kannan (2011) zeigten, dass glattere Oberflächen von Magnesiumprobekörpern in vitro in SBF langsamer degradieren, als rauere. Auch in vivo scheint die Oberfläche einen Einfluss auf die Korrosion zu haben: raue Oberflächen führten hier ebenfalls zu einer beschleunigten Korrosionsreaktion (HÖH et al. 2009a, ULLMANN et al. 2013).

2.4 Beschichtungen

Neben den verschiedenen Legierungen, die man zur Erhöhung der Korrosions- beständigkeit und somit der Biokompatibilität von Magnesiumimplantaten einsetzt (WITTE 2010, REIFENRATH et al. 2011, KRAUS et al. 2012), existiert zusätzlich die Möglichkeit einer Körperflüssigkeiten abschirmenden Beschichtung der Implantate, um deren Eigenschaften noch weiter zu verfeinern. Beschichtungen von Implantaten sollen einerseits den Implantat-Knochen-Kontakt verbessern, andererseits die Korrosionsreaktion vermindern bzw. verzögern (RAMMELT et al. 2007). Eine optimale Beschichtung sollte gleichförmig, porenfrei und gut haftend sein (GRAY u.

LUAN 2002, ZHANG et al. 2005). Bei Magnesiumimplantaten ist dabei besonders der geringe Korrosionswiderstand des Materials ausschlaggebend für die Verwen- dung von Beschichtungen (SONG u. ATRENS 2003, ZENG et al. 2006, KIM et al.

2008). Um Magnesium korrosionsschützend zu beschichten, wurde bereits eine Viel- zahl von unterschiedlichen Verfahren erprobt (STAESCHE 1948, YAMAMOTO et al.

2001, ZHANG et al. 2005, BACH et al. 2005, CHIU et al. 2007). Seit Anfang 1970 wird Bioglas als ein mögliches Beschichtungsmaterial erforscht und seit 1985 auf- grund seiner sehr guten Biokompatibilität und Osteokonduktivität klinisch eingesetzt

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(HENCH et al. 1971, HEIKKILÄ et al. 1995, HENCH 2006). Eine Alternative dazu bieten bioaktive Calciumphosphatverbindungen. Diese können mit Hilfe einer Zwischenschicht aus Magnesiumfluorid sehr fest an das darunter liegende Magnesiumimplantat gebunden werden (JO et al. 2011), sie sollen die Knochenbil- dung und -reifung beschleunigen (XU et al. 2009). Aber auch Magnesiumfluorid allein oder dessen Vorstufe, die alleinige Behandlung mit Natronlauge, kann wie folgend erklärt zu einem verbesserten Korrosionsverhalten führen.

Beim normalen Magnesiumabbau wird die Korrosionsrate durch die Bildung einer brüchigen Magnesiumhydroxidschicht (Mg(OH)2) und einer dünneren, aber stabileren Magnesiumoxidschicht deutlich verzögert (BARNETT 2007, SONG et al. 2009).

Solche Schichten bilden sich auch in Abhängigkeit von der Umgebungsfeuchtigkeit bei Lagerung unter normalen atmosphärischen Bedingungen (SONG u. ATRENS 1999, SONG et al. 2007, ATRENS et al. 2011). Bei der Degradation in vitro (in Simulated Body Fluid (SBF), Hank’s Lösung) konnten somit folgende Abbauprodukte nachgewiesen werden: Magnesiumhydroxid (Mg(OH)2), Magnesiumoxid (MgO), Magnesiumchlorid (MgCl2) sowie Magnesium- und Calciumapatit (KUWAHARA et al.

2001, STAIGER et al. 2006, WANG et al. 2008). Eine Oberflächenbehandlung mit Natronlauge (NaOH) führt zu einer verstärkten Ausbildung dieser schützenden Magnesiumhydroxidschicht auf dem Implantat (2NaOH +H2O + MgO Mg(OH)2 + 2Na⁺+ 2OH^–) (STAESCHE 1948, WANG et al. 2004, BARNETT 2007, SONG et al.

2009, HOYER et al. 2012). Diese Art der Passivierung (Ausbildung einer korrosions- schützenden Schicht) beschreiben auch Lorenz et al. (2009). Eine solche Mg(OH)2

Schicht erweist sich allerdings in ionenreichen Medien als instabil, wobei insbesondere Cl^--Ionen destabilisierend wirken (LIN et al. 2007, WITTE et al. 2008). Li et al.

(2004) verwendeten eine kombinierte Alkali-Hitzebehandlung, die zur Verzögerung der Korrosion des Magnesiums führte. NaOH-Behandlungen von Magnesiumimplan- taten scheinen grundsätzlich eine Verzögerung der Korrosion gegenüber dem unbe- handelten Zustand herbeizuführen, auch wenn dieser in ionenreichen Medien (z.B.

SBF) literaturgemäß nicht effektiv ist (WANG et al. 2004, BARNETT 2007, SONG et al. 2009). Gezielte Untersuchungen mit Natronlauge hinsichtlich einer Quantifizierung

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des Potentials von korrosionsschützenden Mg(OH)2 Schichten in vitro und in vivo sind in der Literatur ansonsten nicht beschrieben.

Eine Weiterführung der NaOH-Behandlung dient außerdem zur Herstellung einer häufig getesteten Magnesiumfluorid-Beschichtung (MgF2) von Magnesium- implantaten (STAESCHE 1948, BACH et al. 2005, SEITZ et al. 2011b, ZHANG et al.

2013, LALK et al. 2013). Fluorid ist ein körpereigener Stoff und somit gut verträglich (ZHENG et al. 2002, SEITZ et al. 2011b, HOYER et al. 2012). Zur Ausbildung einer Magnesiumfluoridschicht muss zunächst eine Behandlung mit Natronlauge erfolgen, welche zur Ausbildung einer Magnesiumhydroxidschicht auf dem Magnesium- implantat führt (HOYER et al. 2012). Anschließend werden mit Hilfe einer Fluss- säurebehandlung Fluoride in die ausgebildete Mg(OH)2 Schicht eingelagert, (BACH et al. 2005) was diese stabilisiert (GENESCA et al. 1996, THOMANN et al. 2010a, WITTE et al. 2010). Anders als die alleinige Behandlung mit NaOH führt das Aus- bilden von Fluorverbindungen zur Bildung einer chemisch inerten Schicht (SONG u.

ATRENS 1999). Mit Magnesiumfluorid beschichtete Proben zeigten in Korrosions- versuchen in vitro geringere Volumenverluste und verminderte Korrosionsraten als unbeschichtete Proben, was auf eine längere Stabilität im Korrosionsmedium hin- deutet (KAESE 2002, CHIU et al. 2007, PEREDA et al. 2010, SEITZ et al. 2011b).

Auch in vivo konnten bei Proben mit MgF2-Beschichtung geringere Degradations- raten sowie eine bessere mechanische Stärke im Vergleich zu anderen unbeschich- teten Magnesiumlegierungen aufweisen (THOMANN et al. 2010a, WITTE et al.

2010). Zusätzlich wurde in Fluorid-Studien auch eine Osteoinduktion belegt (MCCORMACK et al. 1993, MOUSNY et al. 2008).

2.5 Lagerung

Für die kommerzielle Verwendung eines Medizinprodukts ist entscheidend, dass eine Lagerung keinen Einfluss auf die Implantateigenschaften nimmt (DER RAT DER EUROPÄISCHEN GEMEINSCHAFTEN 1993 (Richtlinie 93/42/EWG), ISO 9000, ISO 13485). Lu et al. (2012) zeigten einen geringen negativen Einfluss der Lagerung auf Titanimplantate, durch den sich die Oberflächenzusammensetzung veränderte (vermehrt Hydrogencarbonbildung), woraus eine schlechtere Bioaktivität resultierte. All-

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gemein wird bei Titan- und Stahlimplantaten mit Ablauf der Sterilität ein Ende der Lagerung festgelegt. Auch für Polymere wurden entsprechende Untersuchungen durchgeführt. Edlund et al. (2000) untersuchten Polymer-Gemische über sieben Monate gelagert an der Luft, dabei stellten sie schon nach zwei Monaten eine rauere Oberfläche fest, die sich nach fünf Monaten noch verstärkte, nach sieben Monaten entstanden Löcher. Diese chemischen Veränderungen können auf einen hydro- lytischen Abbau zurückgeführt werden und die Lagerungszeit kann daher mit einer nahezu wasserfreien Umgebung erhöht werden (HERMES u. MUTH 1991, EDLUND et al. 2000). Auch auflösende Nahtmaterialien gelten als Arzneimittel und unterliegen somit einem Mindesthaltbarkeitsdatum nach Herstellung (HERZFELDT u. KREUTER 1999).

Untersuchungen zur Lagerung über einen längeren Zeitraum von degradablen Mag- nesiumimplantaten unter standardisierten Bedingungen sind nur wenig in der Litera- tur zu finden. Im Zusammenhang mit Lagerungsuntersuchungen in einem Zeitraum von bis zu sechs Monaten von LANd442 Pins zeigten Ullmann et al. (2013), dass diese in diesem Zeitraum weiterhin für in vitro Studien geeignet sind. Dabei waren auf der Oberfläche vermehrt sauerstoffreiche Regionen sowie Ausscheidungsanteile zu erkennen, zusätzlich waren die Korngrößen vergrößert. Ergebnisse einer neuen Studie, bei der die Lagerung von LAE442 Pins untersucht wurde, weisen keinen Zusammenhang von Lagerzeit und veränderten Materialcharakteristika auf (BRACHT et al. 2013b). Um als Biomaterial eingesetzt zu werden, müssen Magnesium- implantate noch weiter auf die Lagerung hin untersucht werden, auch um ein Mindesthaltbarkeitsdatum festzulegen.

2.6 Angewandte Verfahren in vitro und in vivo

Grundsätzlich gilt es, neuartige Biomaterialien zunächst in vitro zu erproben, bevor eine in vivo Untersuchung erfolgen kann (WITTE et al. 2006, LALK et al. 2010, ERDMANN et al. 2011, WAIZY et al. 2013). Zwischen beiden Untersuchungsformen wurden allerdings häufig unterschiedliche Ergebnisse festgestellt, welche sich insbesondere in einem abweichenden Korrosionsverhalten darstellten (WITTE et al. 2005, WITTE et al. 2006, REIFENRATH et al. 2010, WILLUMEIT et al. 2011). Bei in vitro

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Korrosionsuntersuchungen wird in der Regel auf eine künstlich erzeugte Körper- flüssigkeit (SBF = simulated body fluid) zurückgegriffen, die in ihrer Zusammen- setzung dem humanen Blutplasma nachempfunden ist (STAIGER et al. 2006, ZHANG et al. 2010, VIRTANEN 2011, WALTER et al. 2013). Wichtig bei in vitro Ver- suchen und speziell bei Korrosionstests unter in vitro Bedingungen ist dabei die Sicherstellung eines physiologischen pH-Werts (7,37 - 7,43 beim Menschen) (VIRTANEN 2011, HICK u. HICK 2013). Gemäß der Korrosionsreaktion von Magnesium in wässrigen Medien müsste das angrenzende Gewebe beim Magnesiumabbau durch Freisetzung von OH^--Ionen alkalisieren (Mg + H⁺ + H2O = Mg²⁺ + OH^- +H2) (SONG u. ATRENS 2003, SONG 2005, ATRENS et al. 2011, SEITZ et al. 2013a). In vivo wird vermutet, dass je höher der Blutfluss in den umschließen- den Geweben des Magnesiumimplantats ist, der produzierte Wasserstoff schneller abtransportiert wird und somit der pH-Wert in einer physiologischen Umgebung besser reguliert werden kann (ZENG et al. 2008). Auch physiologische Puffer (z.B.

Bicarbonat) wirken einer Alkalisierung in vivo entgegen (WINTERMANTEL et al.

1999, HEUBLEIN et al. 2003). Da das Korrosionsverhalten von Magnesium vom pH- Wert abhängt, sprich bei einem hohen pH Magnesium weniger korrodiert, muss in vitro der pH-Wert mit Pufferlösungen konstant gehalten werden (MUELLER 2007, ZHAO et al. 2008, WITTE et al. 2008). In einem in vitro Aufbau gilt es auch, eine konstante Temperatur sicherzustellen, optimaler Weise die des Menschen (ca.

37 °C), da diese durch eine Erhöhung eine beschleunigte Korrosionsgeschwindigkeit bewirken kann (TAS 2000, VIRTANEN 2011). Ein in vitro Versuchsaufbau zur Wasserstoffmessung, der diese Parameter weitestgehend berücksichtigt, wurde von Denkena und Lucas (2007) sowie Seitz et al. (2011b) beschrieben. Da aber eine exakte Nachahmung der in vivo Verhältnisse schwierig ist, kann man auch hier nicht von einer optimalen Lösung sprechen (AN et al. 2000). Es werden außerdem viele verschiedene Testverfahren zum Korrosionsverhalten (Gewichtsverlust, Wasser- stoffmessung, Elektrochemische Methoden) in vitro angewandt, wobei ein Gold Standard für diese Untersuchungsmethodik noch nicht entwickelt wurde (XIN et al.

2011, WALKER et al. 2014b).

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Vor einer in vivo Studie ist eine Materialerprobung in vitro derzeit jedoch unumgäng- lich, insbesondere um die Versuchstierzahl, auch hinsichtlich eines ethisch vertret- baren Versuchsdesigns, so gering wie möglich halten zu können (KIRKLAND et al.

2012a). Tierversuche sind in diesem Zusammenhang allerdings nötig, bevor ein Medizinprodukt in der Humanmedizin sowie der Veterinärmedizin eine Zulassung erhalten kann (AN et al. 2000). Für in vivo Studien sind in der Vergangenheit für die Magnesiumforschung Ratten (subkutan), Meerschweinchen und Kaninchen verwendet worden (WITTE et al. 2005, WITTE et al. 2006, XU et al. 2007). Darüber hinaus wurden auch schon Wirbelsäulenchips und Schrauben aus Magnesium an Schafen getestet (DUYGULU et al. 2007, KAYA et al. 2007) und an Schweinen wurden kardiovaskuläre Stents aus Magnesium untersucht (MAENG et al. 2009). Da der Blutfluss und die Wasserkonzentration sich in den unterschiedlichen Geweben und Tierarten unterscheiden, sind die Modelle bezogen auf das Korrosionsverhalten untereinander nur schwer vergleichbar (WONG et al. 2010). Für eine Osteosynthese- applikation eignen sich besonders Schafe, aber auch Hunde, Schweine und Kaninchen (PEARCE et al. 2007). Da die Kosten gering, das Handling und auch die Beschaffung von Tieren mit gleichem Geschlecht sowie Alter einfach sein soll, wird das Kaninchenmodell favorisiert (PEARCE et al. 2007, SUCKOW et al. 2012). Dieses soll quasi als Vorstufe zu den aufwendigeren Schafmodell-Versuchen dienen. In vorangegangen Magnesiumstudien kam das Kaninchenmodell für in vivo Tests häufig erfolgreich zur Anwendung. Deshalb liegt eine gute Vergleichbarkeit mit vor- herigen Untersuchungen auch ein hohes Maß an Standardisierung durch die Wahl von New Zealand White Rabbits vor (YANNI 2004, WITTE et al. 2008, HAMPP et al.

2012, TAN et al. 2013, REIFENRATH et al. 2013).

Die in dieser Studie in vitro und in vivo angewandten Verfahrenstechniken zur Be- stimmung des Korrosionsverhaltens und der Biokompatibilität wurden aus einer Viel- zahl von Untersuchungsmöglichkeiten ausgewählt. Alle angewandten Verfahren haben sich dabei in früheren Magnesiumforschungen als geeignet erwiesen.

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2.6.1 Gewichtsverlust

Die Messung des Gewichtsverlusts von Magnesiumimplantaten wird häufig als Kor- rosionsnachweismethode vor allem in vitro, aber auch in vivo Studien eingesetzt (WITTE et al. 2006, LIU et al. 2007; PIETAK et al. 2008, ZHANG et al. 2009b, THOMANN et al. 2010a, WONG et al. 2010, XUE et al. 2012). Diese Methodik ist einfach in der Durchführung und gilt als zuverlässig (SONG 2005). Hierzu wird das jeweilige Gewicht vor und nach der Korrosion gemessen, wobei die Gewichts- reduktion mit der Degradation korreliert (SONG et al. 2004). Die Ergebnisse dieser Methode zur Feststellung der Degradationskinetik kann allerdings durch die Anlage- rung von Korrosionsprodukten wie etwa Hydroxylapatit oder Magnesiumphosphat an der Implantatoberfläche verfälscht werden, da diese das Probengewicht maßgeblich beeinflussen. Es werden deshalb verschiedene Verfahren zum Entfernen dieser Korrosionsabbauprodukte angewandt, wobei darauf geachtet werden muss, nicht zu viel zu entfernen und somit falsch hohe Korrosionsergebnisse zu erhalten (SONG 2005). Eine häufige effektive Entfernung findet durch das Eintauchen der Proben nach Korrosionstests in Flusssäure (KRAUSE et al. 2010, ERDMANN et al. 2011, HUEHNERSCHULTE et al. 2011) oder auch Chromsäure statt (LIU et al. 2007, WIT- TE et al. 2007a, XU et al. 2008, ZHANG et al. 2009b, WONG et al. 2010, KIRKLAND et al. 2012b). Beide Säuren sind bekannt dafür, die Magnesiumimplantate nicht weiter zu korrodieren oder anderweitig zu beeinflussen (MAKAR u. KRUGER 1993, THOMANN et al. 2009). Wenn dieser Schritt ausgelassen wird, kann es zu einem geringeren Gewichtsverlust oder sogar einer Gewichtszunahme kommen (WITTE et al. 2006, PIETAK et al. 2008, XUE et al. 2012). Nachteilig wirkt sich allerdings aus, dass der Korrosionsmechanismus und das Korrosionsverhalten nur zum Endzeit- punkt ermittelt werden kann (SONG 2005, KIRKLAND et al. 2012a). Mit dieser Me- thode kann jedoch ein guter Überblick über das Korrosionsverhalten erhalten werden, zudem ist für den Einsatz in vivo der genaue Korrosionsmechanismus nicht von entscheidender Bedeutung (SONG 2005, WALKER et al. 2014a).

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2.6.2 Röntgen und µ-Computertomographie

Als effiziente Verfahren zur Bestimmung der Korrosions- und Biokompatibilität haben sich besonders die Röntgen- und die µ-Computertomographie (µCT) in zahlreichen, v.a. in vivo Magnesiumstudien erwiesen (HÖH et al. 2009b, LALK et al. 2010, ERDMANN et al. 2011, HUEHNERSCHULTE et al. 2012, HAMPP et al. 2013, BRACHT et al. 2013a). Beide Verfahren eignen sich zur Darstellung der Implantatei- genschaften (z.B. Dichte, Volumen) im Verlauf der Studie sowie der Wechsel- wirkungen zwischen Implantat und Organismus (DZIUBA et al. 2013, LINDTNER et al. 2013, CHO et al. 2013, WONG et al. 2013). Im Zusammenhang mit permanenten Metallimplantaten höherer Dichte kann es bei beiden Analysemethoden allerdings zu Artefakten durch Streuung der Röntgenstrahlen am Implantat kommen (CHRISTENSEN et al. 2000, STOPPIE et al. 2007). Magnesiumimplantate hingegen eignen sich hervorragend für röntgenographische Untersuchungsmethoden (REIFENRATH 2005, WITTE et al. 2007b).

Mittels Röntgenaufnahmen können schnell und ohne Narkose Übersichtsbilder in verschiedenen Ebenen über den zu untersuchenden Bereich gemacht werden. Somit können frühzeitig Gastaschen, Knochenzubildungen und eventuelle Knochenbrüche erkannt und beurteilt werden (CHO et al. 2013). Dabei hat man die Vorteile einer kostengünstigen, schnellen und nicht invasiven Methode, die auch in der Auswertung nicht zu zeitintensiv ist. Hierzu wurden auch schon Röntgenscore Systeme in der Magnesiumforschung angewandt (HUEHNERSCHULTE et al. 2011, DZIUBA et al.

2013). Ein Nachteil ist allerdings, dass die Ebenendarstellung mittels herkömmlichen Röntgen (v.a. in vivo) leider begrenzt ist. Darüber hinaus besteht die Gefahr einer Röntgenstrahlungsbelastung beim Fixieren der Tiere. Sie kann jedoch mit dem richtigen Schutz, v.a. Bleischürzen, -handschuhen und Brillen, reduziert werden (BLACH 2012).

Beim µCT werden schichtweise Aufnahmen des Implantats und dem umliegenden Gewebe erzeugt, wobei besonders Knochengewebe gut darstellbar sind (MIHALJEVIĆ et al. 2009, BUCKUP u. BUCKUP 2012). Aus den einzelnen Schicht- aufnahmen wird anschließend ein hochaufgelöstes 3D Bild erstellt (VAN