Tierärztliche Hochschule Hannover Klinik für Kleintiere
Untersuchung der Degradation und Biokompatibilität von degradablen, intramedullären Implantaten auf Magnesiumbasis
im Kaninchenmodell
INAUGURAL-DISSERTATION
Zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin -Doctor medicinae veterinariae-
(Dr.med.vet.)
vorgelegt von
Annett Krause geb. Becker (Erfurt)
Hannover 2008
Wissenschaftliche Betreuung: Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg
1. Gutachterin: Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg 2. Gutachterin: Prof. Dr. Christiane Pfarrer
Tag der mündlichen Prüfung: 26.05.2008
Fördernde Institution: Deutsche Forschungsgesellschaft, Sonderforschungsbereich 599
Im Rahmen dieser Dissertation entstandene Publikationen:
Fr.- W. Bach, D. Bormann, R. Kucharski, M. Jendras, H. Windhagen, Ch. Hackenbroich, A.
Krause und A. Meyer-Lindenberg:
Resorbowalne, metaliczne implanty kostne. XXII Orthopädische Konferenz, 11. bis 13. Mai 2005, Bydgoszcz, Polen.
A. Krause, Ch. Hackenbroich, N. von der Höh, S. Wagner, D. Bormann, Th. Hassel, H.
Windhagen, A. Meyer-Lindenberg:
Seltene Erden-haltige Magnesiumlegierungen als degradable, intramedulläre Implantate in Kaninchentibiae. Jahrestagung der deutschen Gesellschaft für Biomaterialien 7. und 8.
Oktober 2005, Würzburg, Biomaterialien, 6(3), 190.
A. Meyer-Lindenberg, A. Krause, T. Hassel, D. Bormann, N. von der Höh, H. Windhagen, Ch. Hackenbroich:
Experimentelle Untersuchungen zu degradablen metallischen Osteosynthese-Materialien auf Magnesiumbasis. Jahrestagung der Arbeitsgemeinschaft Osteosynthese, Veterinärmedizin, 30.9. - 2.10.2005, Hannover.
D. Bormann, Fr.-W. Bach, C. Krause, T. Plorin, A. Krause, C. Hackenbroich, N. von der Höh, A. Meyer-Lindenberg:
Strukturanalyse von orthopädischen und kardiovaskulären Implantaten mittels Micro- Computertomographie. Dechema Informationstagung: Aktuelle Implantatentwicklung – Funktionalisierung von Materialien. 15. Februar 2006, Frankfurt, 12-13.
A. Meyer-Lindenberg, Ch. Krause, D. Bormann, H. Windhagen, Ch. Hackenbroich, A.
Krause:
Changes of the surfaces of different magnesium alloys as degradable implants during degradation in rabbit tibiae. INTERFACE BIOLOGY OF IMPLANTS, 2nd International Symposium, May 17-19, 2006, Rostock, Germany Biomaterialien, 7(S1), 92.
A. Krause, Ch. Krause, H. Windhagen, A. Meyer-Lindenberg:
In vivo- Degradationseigenschaften und Biokompatibilität von resorbierbaren Implantaten aus MgCa0,8 im Kaninchenmodell. Gemeinsame Jahrestagung der Deutschen, Österreichischen und Schweizerischen Gesellschaften für Biomedizinische Technik, 6.-9.
September 2006, ETH Zürich, Schweiz.
A. Meyer-Lindenberg, A. Krause, Ch. Krause, D. Bormann, Th. Hassel, H. Windhagen, Ch.
Hackenbroich:
Untersuchungen zu degradablen metallischen Osteosynthesematerialien auf Magnesiumbasis im Kaninchenmodell. Jahreskongress der Deutschen Gesellschaft für Kleintiermedizin, September 2006.
Ch. Krause, A. Krause, Th. Hassel, Ch. Hackenbroich, Fr.-W. Bach, H. Windhagen, A.
Meyer-Lindenberg:
Mechanical properties of degradable magnesium implants in dependence of the implantion duration. 45. Conference of Metallurgists, 1.-4. Oktober 2006, Montreal, Kanada.
A. Krause, C. Krause, D. Bormann, C. Hackenbroich, H. Windhagen, A. Meyer- Lindenberg:
Surface changes of different resorbable magnesium implants during degradation in rabbit tibiae, 10th Annual Scientific Meeting „Modern wound management – healing at the cuting edge, 15.11.2007, Berlin.
A. Meyer-Lindenberg, A. Krause, D. Bormann, N. von der Höh, Ch. Krause, H.
Windhagen:
Rare earth containing magnesium alloys as degradable intramodullar implants for fracture repair and their influence on bone remodelling, 10th Annual Scientific Meeting „Modern wound management - healing at the cuting edge, 15.11. 2007, Berlin.
Ch. Krause, Fr.-W. Bach, D. Bormann, M. Zeddies, A. Krause, A. Meyer-Lindenberg, H.
Windhagen:
Resorbierbare Marknägel auf Magnesiumbasis, SMM Schweizer Maschinenmarkt, Ausgabe 01/02, 109. Jahrgang, 94-99.
Inhaltsverzeichnis
1 Einleitung... 9
2 Literaturübersicht ... 13
2.1 Aufbau und Physiologie von langen Röhrenknochen ... 13
2.2 Knochenneubildung und Knochenreaktionen auf externe Reize ... 14
2.2.1 Knöchernes Einwachsen metallischer Implantate... 17
2.3 Implantatmaterialien für die Osteosynthese sowie deren Vor- und Nachteile ... 17
2.3.1 Nicht resorbierbare Implantate ... 17
2.3.2 Resorbierbare Implantate ... 23
2.3.2.1 Polymere ... 23
2.3.2.2 Magnesium und Magnesiumlegierungen... 26
2.4 Untersuchungsmethoden von Osteosyntheseimplantaten und Implantat- Knochenverbunden ... 37
2.4.1 Untersuchungen zur Biokompatibilität ... 37
2.4.1.1 Histologische Untersuchungen ... 38
2.4.1.2 µ-computertomographische Untersuchungen des Knochens ... 41
2.4.2 Untersuchung des Implantat-Knochen-Interface und der Degradation ... 43
2.4.3 Mechanische Analysen von Knochen und Osteosyntheseimplantaten... 44
3 Eigene Untersuchungen... 47
3.1 Versuchstiere und Tierhaltung ... 47
3.2 Material ... 48
3.2.1 Implantatmaterialien ... 48
3.2.2 Medikamente, Verbrauchsmaterialien und Geräte ... 49
3.3 Methoden... 52
3.3.1 Versuchsgruppen... 52
3.3.2 Versuchsdurchführung... 53
3.3.2.1 Operationsvorbereitung und -durchführung... 53
3.3.2.2 Postoperative Untersuchung und Behandlung ... 56
3.3.2.3 Euthanasie und Probengewinnung... 57
3.3.3 Untersuchungen der Implantate ... 59
3.3.3.1 Lichtmikroskopische Untersuchungen ... 59
3.3.3.2 REM und EDX-Analyse ... 60
3.3.3.3 Flusssäurebehandlung ... 60
3.3.3.4 Gewichtsmessungen und Volumenbestimmungen... 61
3.3.3.5 Dreipunktbiegeversuche... 62
3.3.4 Untersuchungen des Implantat-Knochenverbundes ... 63
3.3.4.1 µ-computertomographische Untersuchungen... 63
3.3.4.2 Histologische Untersuchungen ... 64
3.3.4.2.1 Probenaufbereitung... 64
3.3.4.2.2 Anfertigung der histologischen Schnitte ... 66
3.3.4.2.3 Histologische Färbung... 68
3.3.4.2.4 Fluoreszenzmikroskopie ... 68
3.3.4.3 REM und EDX-Analyse histologischer Querschnitte... 68
3.3.5 Auswertung ... 69
3.3.6 Statistik ... 82
3.4 Ergebnisse ... 85
3.4.1 Postoperativer Beobachtungszeitraum ... 85
3.4.2 Untersuchungen der Implantate ... 99
3.4.2.1 Makroskopische Untersuchung ... 99
3.4.2.2 Lichtmikroskopische Untersuchungen ... 100
3.4.2.3 REM und EDX-Analyse ... 106
3.4.2.4 Gewichtsmessungen und Volumenbestimmungen... 114
3.4.2.5 Dreipunktbiegeversuche... 118
3.4.3 Untersuchungen des Implantat-Knochenverbundes... 121
3.4.3.1 µ-Computertomographische Untersuchungen... 121
3.4.3.2 Histologische Untersuchungen... 128
3.4.3.2.1 Semiquantitative Auswertung ... 128
3.4.3.2.2 Histomorphometrie... 147
3.4.3.2.3 Korrelationen... 148
3.4.3.2.4 Fluoreszenzmikroskopie ... 150
3.4.3.3 REM und EDX-Analyse histologischer Querschnitte ... 162
4 Diskussion ... 167
4.1 Diskussion der Ergebnisse... 167
4.2 Diskussion der Methoden... 191
5 Zusammenfassung... 195
6 Summary... 197
7 Literaturverzeichnis ... 199
8 Anhang... 219
9 Danksagung... 247
Abkürzungsverzeichnis
2D zweidimensional
°C Grad Celsius
µCT µ-Computertomograph(ie) Abb. Abbildung
EDX Energie- dispersives Röntgen ggr. geringgradig
hgr. hochgradig L links
LAE442 Magnesiumlegierung mit je 4 mas% Lithium, Aluminium und 2mas% Seltene Erden
MgCa0,8 Magnesiumlegierung mit 0,8 mas% Kalzium mgr. mittelgradig
N Newton
o.b.B. ohne besonderen Befund o.g. oben genannte
OT Objektträger PDS Polydioxanon PGA Polyglykolsäure PLA Polylactidsäure R rechts
REM Rasterelektronenmikroskop(ie) SBF simulated body fluid
s.o. siehe oben sog. sogenannte Tab. Tabelle
u.a. unter anderem
UV Umfangsvermehrung Vgl. Vergleich
WE43 Magnesiumlegierung mit 4 mas% Yttrium und 3 mas% Seltene Erden
EINLEITUNG
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1 Einleitung
Das Leichtmetall Magnesium ist ein Werkstoff, der stark zur Korrosion neigt. Dies wird vor allem im technisch industriellen Bereich als nachteilig angesehen (KAMMER 2000). Diese Korrosionsanfälligkeit kann bei der Verwendung als zeitlich begrenzt einzusetzendes Implantatmaterial ein entscheidender Vorteil sein.
Nachdem Magnesium zu Beginn des 20. Jahrhunderts schon einmal hinsichtlich seiner Eignung als resorbierbares Osteosynthesematerial untersucht wurde und auch einige Erfolge aufwies, wurde dieses Metall aufgrund mit der In-vivo-Korrosion einhergehenden Gasbildungen wieder verlassen (VERBRUGGE 1934; ROSTOCK 1937; MCBRIDE 1938).
In den letzten Jahren der Forschung im Bereich innovativer biodegradabler Implantatmaterialien wurden Magnesium und dessen Legierungen wieder aufgegriffen (WITTE et al. 2002; MEYER-LINDENBERG et al. 2003; SWITZER 2005; WITTE et al.
2005b; STAIGER et al. 2006; SONG 2007; XU et al. 2007a; LI et al. 2008). Den derzeit eingesetzten konventionellen metallischen Implantaten aus hochlegiertem Stahl und Titan aber auch Polymerimplantaten ist Magnesium bezüglich physikalischer und mechanischer Eigenschaften beim Einsatz zur Frakturbehandlung teilweise überlegen (SONG 2007).
Magnesiumlegierungen besitzen eine der Knochenkortikalis ähnliche Dichte sowie ähnliches Elastizitätsmodul und außerdem eine günstige Druck- und Zugfestigkeit (KAMMER 2000; STAIGER et al. 2006; SONG 2007). Die zu hohen Elastizitätsmoduli der konventionellen metallischen Implantate führen zu einer Belastungsabschirmung (stress- shielding), wodurch auch über die Frakturheilung hinaus die physiologische Reizung des Knochengewebes und damit die Remodellierung verhindert wird (RÄIHÄ 1992; HOFMANN 1995; NAGELS et al. 2003). Diese möglichen negativen Auswirkungen und damit die einhergehende abnehmende Implantatstabilität kann durch die Verwendung von Magnesiumlegierungen verhindert werden (STAIGER et al. 2006). Im Idealfall verbleiben diese als degradable, lasttragende Osteosyntheseimplantate zunächst im Körper und erhalten eine mechanische Integrität über einen Zeitraum von 12 bis 18 Wochen während der Knochenheilung aufrecht. Anschließend werden sie vom Körper vollständig resorbiert, eventuell sogar durch natürliches Gewebe ersetzt, und müssen daher nicht in einer zweiten Operation entfernt werden (WITTE et al. 2005b; STAIGER et al. 2006). Damit
EINLEITUNG
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können die durch den zweiten operativen Eingriff entstehenden Kosten aber auch die Patientenbelastung erheblich gesenkt werden (HOFMANN 1995; STAIGER et al. 2006).
Weitere Nachteile der konventionellen Implantatmaterialien sind die mögliche Freisetzung toxischer und allergie-induzierender Metallionen, welche zu Entzündungsreaktionen und herabgesetzter Biokompatibilität führen. Zusätzlich können Fremdkörperreaktionen beim Einsatz von Polymeren auftreten, welche außerdem aufgrund mangelnder Stabilität nicht an gewichttragenden Knochen zur Frakturbehandlung eingesetzt werden können.
Leider ist der Einsatz von Magnesium und seinen Legierungen als Osteosynthesematerial bisher durch eine zu schnelle Degradation und einer damit einhergehenden Wasserstoffbildung beschränkt gewesen (SWITZER 2005; STAIGER et al. 2006; WITTE et al. 2006; SONG 2007). Die Forschungen der letzten Jahre gehen hinsichtlich der Einflussnahme auf die Degradation und die mechanischen Eigenschaften von Magnesium unterschiedliche Wege dieser Problemlösung. Es wurden verschiedene Legierungen entwickelt und in vitro sowie in vivo überprüft (WITTE et al. 2005b; STAIGER et al. 2006;
WITTE et al. 2006; WITTE et al. 2007b; WITTE et al. 2007c; XU et al. 2007a; XU et al.
2007b; LI et al. 2008). Außerdem wurden Herstellungsprozesse und Oberflächenbehandlungen variiert, um die Degradation zu verlangsamen und die Gasentwicklung zu vermindern (von der HÖH et al. 2006; SONG 2007). Dabei stellten sich unter anderem die Seltenen Erden-haltigen Magnesiumlegierungen LAE442 und WE43, aber auch eine Legierung mit geringen Kalziumanteilen als viel versprechend heraus (SWITZER 2005; WITTE et al. 2005b; HASSEL et al. 2006; von der HÖH et al. 2006; LI et al. 2008).
Deshalb bestand das Ziel der vorliegenden Arbeit darin, drei verschiedene Magnesiumlegierungen (LAE442, MgCa0,8, WE43) im Vergleich zu den konventionellen Materialien Titan und PLA (Polylactidsäure) hinsichtlich der Biokompatibilität, der mechanischen Eigenschaften und des Degradationsverhaltens im Tiermodell zu untersuchen. Dafür wurden intramedulläre Pins der fünf Materialien in die Markhöhle der Kaninchentibia implantiert und sowohl während als auch nach der drei- bzw.
sechsmonatigen Versuchsdauer umfassend untersucht. Anhand der resultierenden Ergebnisse sollte eine bezüglich ihrer Biokompatibilität und steuerbaren Degradation
EINLEITUNG
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favorisierte Magnesiumlegierung zur Verwendung als degradables Osteosynthesematerial ausgewählt werden.
LITERATURÜBERSICHT
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2 Literaturübersicht
2.1 Aufbau und Physiologie von langen Röhrenknochen
Die Aufgabe des Knochengewebes besteht in der Stütz-, Bewegungs-, Schutz- und Formgebungsfunktion sowie der physiologischen Rolle als Kalzium- und Phosphatspeicher des Organismus. Um diese Funktionen zu erfüllen, besitzt der Knochen einen speziellen, nach jeweiliger Lokalisation und Belastung angepassten Aufbau (SUMNER-SMITH u.
FACKELMAN 2002; FREWEIN 2004). Entsprechend seiner Makrostruktur besteht der Röhrenknochen aus dem kompakten Schaft, der Diaphyse, und den beiden Endstücken, den Epiphysen. Der Abschnitt zwischen Dia- und Epiphyse wird als Metaphyse bezeichnet. Die Epiphysen bestehen aus Knochenbälkchen, welche in ihrer Gesamtheit die schwammartige, trabekuläre Substantia spongiosa bilden. Außen werden die Epiphysen von einer dünnen Knochenrinde, der Substantia cortikalis, überzogen. Im Bereich der Gelenkflächen befindet sich darauf noch hyaliner Knorpel. Die Diaphyse umschließt als starker zylindrischer Knochenmantel, Substantia compacta oder Substantia corticalis, die Markhöhle. Allgemein wird dieser Knochenmantel auch als Kortex oder Kortikalis bezeichnet (v. ENGELHARDT u. BREVES 2000; SUMNER-SMITH u.
FACKELMAN 2002; FREWEIN 2004). Nach außen hin wird die gesamte Knochenoberfläche, außer an den Gelenkflächen, vom Periost umgeben. Diese Knochenhaut ist eine dünne, aber feste fibröse Membran, welche Blut- und Lymphgefäße sowie Nerven enthält und den Knochen ernährt. Das Periost selbst besteht aus der äußeren Fibrosa und dem inneren zellreichen Kambium. In der Kambiumschicht liegende Blutgefäße dringen als Volkmannsche Kanäle quer zu seiner Längsachse in den Knochen ein und speisen die längs verlaufenden Haversschen Gefäße. Die Zellen des Periosts behalten zeitlebens die Fähigkeit, im Bedarfsfall (bei Frakturen oder mechanischer Reizung) neues Knochengewebe zu bilden. Entsprechend des Periosts auf der äußeren Knochenoberfläche bildet das Endost die Schicht auf der Knocheninnenseite zum Knochenmark hin (SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002; FREWEIN 2004).
Der reife kortikale Knochen besteht in seiner Mikrostruktur aus zahlreichen kleinen Bauelementen, den Osteonen (Haversschen Systemen). Jedes Osteon beinhaltet einen gefäßführenden Zentralkanal (Havers Kanal), welcher von konzentrischen Knochenschichten, den Lamellen, umgeben ist. In kleinen Knochenhöhlen zwischen den
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Lamellen sind die Knochenzellen (Osteozyten) eingebettet. Sie stehen untereinander über kleinste Zellfortsätze in Verbindung. Die Knochen bildenden Zellen (Osteoblasten) liegen als aktive, kuboidal geformte oder als inaktive flache Zellen der äußeren und inneren Knochenoberfläche, jeweils unter dem Periost bzw. Endost, an (v. ENGELHARDT u.
BREVES 2000; SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002; FREWEIN 2004). Die Osteoblasten, welche sich auf dem Endost befinden, zeigen eine größere Aktivität, als die auf der periostalen Seite (SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002). Sie scheiden eine zunächst von Mineralsalzen freie, reichlich kollagene Fasern enthaltende Grundsubstanz, das Osteoid, aus. Dadurch rücken sie in die Grundsubstanz hinein und werden zu Osteozyten (v. ENGELHARDT u. BREVES 2000; SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002;
FREWEIN 2004). Die Festigung des Osteoids erfolgt erst später durch Einlagerung von Kalksalzen. Diese Salze sind wichtig für die Härte und Festigkeit des Knochens. Es handelt sich bei ihnen hauptsächlich um Kalziumphosphate und Kalziumkarbonate und kleinere Mengen von Natrium, Magnesium und Fluorid. Die Hauptmasse (>90%) der Kalziumphosphate kommt als nanokristallines Hydroxylapatit vor. Daneben existiert der geringere Anteil der Kalziumphosphate in amorpher (nichtkristalliner) Form (v.
ENGELHARDT u. BREVES 2000; JUNQUEIRA u. CARNEIRO 2004).
Zu den zellulären Komponenten des Knochens gehören vier Zelltypen: Osteoblasten, Osteozyten, sog. Knochenbelegzellen und Osteoklasten. Osteoblasten sind die differenzierten, Knochenmatrix bildenden Zellen. Sobald sie von mineralisierter Matrix umgeben sind, werden sie zu Osteozyten, welche der Ernährung und Signalvermittlung des Knochens dienen. Knochenbelegzellen werden als Vorläufer der Osteoblasten betrachtet und liegen flach und inaktiv der Knochenoberfläche an. Osteoklasten sind große, mehrkernige Zellen, die verantwortlich für die Resorption der mineralischen Knochenmatrix sind. Sie entstehen durch die Fusion von mononukleären Vorläufern des Monozyten-Makrophagen-Systems (SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002; AN 2003;
JUNQUEIRA u. CARNEIRO 2004).
2.2 Knochenneubildung und Knochenreaktionen auf externe Reize
Die Knochenneubildung (Ossifikation) kommt beim Wachstum, Knochenbrüchen sowie pathologischen Zuständen vor. Man unterscheidet zwei Typen, die desmale (aus
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Bindegewebe) und die chondrale (aus Knorpelgewebe) Ossifikation. Die desmale Ossifikation erfolgt auf direktem Wege und lässt durch Differenzierung von Fibroblasten und Mesenchymzellen jugendlichen Geflechtknochen entstehen. Bei der chondralen Ossifikation (Ersatzknochenbildung) erfolgt die Differenzierung der Osteoblasten über Chondroblasten, d.h. über knorpelige Vorstufen. Bei der chondralen Knochenbildung gibt es zum einen die Verknöcherung von innen her (enchondrale Ossifikation). Dabei wachsen Blutgefäße in das Knorpelgewebe ein, in deren Begleitung sich Mesenchymzellen befinden. Diese differenzieren sich zu knorpelabbauenden Zellen, Chondroklasten, und knochenaufbauenden Zellen, Osteoblasten. Im Bereich der Epiphysenfugen kommt es durch den ständigen Auf- und Abbau zu einem Längenwachstum. Im Inneren des Knochens entsteht die Markhöhle, welches das spätere Knochenmark enthält. Die zweite Form der chondrale Ossifikation ist die Verknöcherung von außen (perichondrale Ossifikation). Dabei sondern sich von der Knorpelhaut, dem Perichondrium, Osteoblasten ab, welche sich ringförmig um das Knorpelmodell anlagern und eine Knochenmanschette entstehen lassen. Die perichondrale Ossifikation findet an der Diaphyse der langen Röhrenknochen statt und dient dem Dickenwachstum des Knochens (FREWEIN 2004; JUNQUEIRA u. CARNEIRO 2004).
Histologisch unterscheidet man zwischen Geflecht- und Lamellenknochen.
Geflechtknochen tritt während der Knochenentwicklung und bei der Frakturheilung, aber auch während anderer schneller Knochenbildungsprozesse, wie dies bei metabolischen Erkrankungen oder Tumoren der Fall ist, auf. Er entsteht sowohl durch die desmale als auch die chondrale Ossifikation. Geflechtknochen ist durch seine relative Unstrukturiertheit gekennzeichnet, die aus der netzartigen Anordnung der Kollagenfasern resultiert. Er besitzt eine große Wachstumspotenz, jedoch eine geringe mechanische Festigkeit (AN 2003; FREWEIN 2004; JUNQUEIRA u. CARNEIRO 2004). Durch mechanische Beanspruchung kommt es durch Osteoklasten und Osteoblasten im Geflechtknochen zu einem Umbau in den stabileren, bleibenden Lamellenknochen. Dieser weist aufgrund paralleler Anordnung der Kollagenfasern ein großes Maß an Strukturiertheit und dadurch einen gerichteten Verlauf auf (FREWEIN 2004; JUNQUEIRA u. CARNEIRO 2004).
Trotz seiner festen Struktur und Härte ist der ausgewachsene Knochen ein sehr aktives Gewebe, das lebenslang einem ständigen Umbau (bone remodeling) unterliegt. Dadurch
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kann er sich wechselnden Belastungen oder Veränderungen durch Traumata und externe Reize anpassen, fast ohne seine Quantität, Geometrie oder Größe dabei zu ändern (FROST 1969; JUNQUEIRA u. CARNEIRO 2004). Beim Knochenumbau laufen der Knochenauf- und -abbau koordiniert ab. Osteoblasten und Osteoklasten nehmen in diesem Prozess die Hauptrolle ein. Die Funktionen des Remodelings umfassen im Wesentlichen den Abbau von ungenutzter Knochensubstanz, die Reparatur von Mikroschäden/-frakturen, den Ersatz des Frakturkallus mit lamellärem Knochen und beim wachsenden Knochen im Bereich der Wachstumsfugen den Ersatz der primären Spongiosa durch lamelläre, sekundäre Spongiosa. Außerdem kann der Organismus durch das Remodeling einen Einfluss auf die Kalzium-Homöostase ausüben. Versagt diese Funktion, so kann es zu Osteopetrose, Spontanfrakturen und mangelhafter Knochenheilung kommen. Das Remodeling ist ein Phänomen, welches an vier möglichen Oberflächen bzw. Bereichen stattfindet: periostal, intrakortikal, endostal und auf trabekulären Oberflächen (SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002).
FROST (1969) hat basierend auf seinen umfangreichen Untersuchungen ein generelles
„histiophysiologisches Konzept“ über die Knochenumbauvorgänge/Remodeling aufgestellt.
Dieses BMU-Konzept (BMU = Basic Multicellular Unit) beschreibt das Zusammenspiel von mehreren Zellen, welche das knöcherne Remodeling als Abfolge von Ereignissen bewirken. In der ersten Phase, der Aktivierung, werden Osteoklasten und ihre Vorläufer an den Ort des Remodelings geleitet. Dort beginnt die Resorption des Knochens durch Osteoklasten. Vorrangig an der endostalen Oberfläche erodieren die Osteoklasten im rechten Winkel zur Knochenlängsachse Tunnel. Dadurch werden Wachstumsfaktoren aus der abgebauten Matrix freigesetzt, die bewirken, dass Osteoblasten bzw. deren Vorläuferzellen in das Gebiet einwandern und zügig wieder Schichten lamellären Knochens bilden (Phase der Formation und Mineralisation). Schließlich werden die Osteoblasten in die Matrix eingeschlossen und zu Osteozyten umgewandelt. Schicht für Schicht wird so der bestehende Knochen durch neuen ersetzt (FROST 1969). Das BMU- Konzept ist prinzipiell nur auf kompakten Knochen anwendbar (SCHENK 1978).
LITERATURÜBERSICHT
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2.2.1 Knöchernes Einwachsen metallischer Implantate
Im Zusammenhang mit der Reaktion von Knochen auf externe Reize wird das knöcherne Einwachsen von metallischen durablen (dauerhaften) Implantaten genannt (ROENNINGENet al.1983; BASCHLEBEN 2002). Dieser Vorgang wird als „bony ingroth“
bezeichnet und ist mit der physiologischen Frakturheilung vergleichbar (ROENNINGENet al.1983). Die periimplantäre Knochenneubildung kann sowohl in Form der desmalen als auch der chondralen Ossifikation ablaufen. Die Vorgänge zwischen Implantat und Knochen lassen sich in drei, einander überschneidende Phasen einteilen (WILLERT et al.
1996). In der Initialphase werden die periimplantären Hohlräume mit einem Hämatom ausgefüllt, welches nach wenigen Tagen durch als osteogenes Mesenchym reagierendes Bindegewebe ersetzt wird (GALANTE et al. 1987). Entsprechend der örtlichen Belastungsverhältnisse erfolgt anschließend die Differenzierung in Knochen oder Bindegewebe (KROMPECHER 1974). In der Reparationsphase kommt es zur Bildung eines knöchernen Trabekelnetzwerkes, über welches der Knochen und die Implantatoberfläche miteinander verbunden sind. Aus dieser Vorstufe entsteht Geflechtknochen. Der Vorgang wird als appositionelle Knochenneubildung bzw. primäre Ossifikation bezeichnet (EITEL 1987). Nach SCHENK (1978) ist die primäre Ossifikation eine echte Knochenneubildung in bisher nicht von Knochengewebe eingenommenen Räumen. In der dritten Phase, der Stabilisationsphase, entsteht das dauerhafte Implantatbett, das histologisch als lamellärer Knochen erkennbar ist. Nun halten sich wie in jedem anderen Knochen die Umbauvorgänge durch Ab- und Aufbau die Waage (BASCHLEBEN 2002).
2.3 Implantatmaterialien für die Osteosynthese sowie deren Vor- und Nachteile 2.3.1 Nicht resorbierbare Implantate
Sowohl in der Human- als auch Tiermedizin werden zur Behandlung von Frakturen langer Röhrenknochen hauptsächlich Titan und Stahl als konventionelle, nicht resorbierbare, metallische Osteosynthesematerialien eingesetzt. Durch ASTM- und ISO-Standards werden deren Zusammensetzung und Beschaffenheit zur Verwendung als Osteosynthesematerial geregelt (DISEGI u. ESCHBACH 2000; POHLER 2000). Als
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Implantattypen kommen vorwiegend Platten, Schrauben und intramedulläre Nägel zur Anwendung (GUPTA 2001; MOSES et al. 2002; SYRCLE u. COOK 2004).
Der kostengünstigere Stahl wurde erstmals 1926 erfolgreich in den menschlichen Körper implantiert und wird seitdem in vielen Feldern der orthopädischen Chirurgie zur Behandlung von Frakturen eingesetzt (DISEGI u. ESCHBACH 2000; SINGH u. DAHOTRE 2007). In der Osteosynthese wird der sog. Chrom-Nickel-Stahl 316L (Werkstoffnummer 1.4404, Chromgehalt: 16,50-18,50 %, Nickelgehalt: 10,00-13,00 % (VEREIN DEUTSCHER EISENHÜTTENLEUTE 1999) verwendet (JAIN et al. 1997; SINGH u.
DAHOTRE 2007). Hochlegierter Stahl bietet neben geringeren Herstellungskosten gegenüber Titanimplantaten den Vorteil hoher mechanischer Festigkeit und Härte, exzellente Herstellungseigenschaften sowie gute Korrosionsbeständigkeit (DISEGI u.
ESCHBACH 2000, SINGH u. DAHOTRE 2007). Nachteilig ist zum einen seine fast doppelt so große Dichte gegenüber Titan, da Implantate derselben Dimension deutlich schwerer sind, was bei großen Platten zu berücksichtigen ist (DISEGI u. ESCHBACH 2000).
Außerdem ist das Elastizitätsmodul von Stahl um 80 % größer als das von Reintitan, und damit um ein Vielfaches höher als das der Knochenkortikalis (DISEGI u. ESCHBACH 2000; POHLER 2000; SINGH u. DAHOTRE 2007).
Bezüglich der Biokompatibilität von Stahl spielen die durch Korrosion freigesetzten Metallionen in das implantatumgebende Gewebe eine große Rolle. Eine Vielzahl metallischer Ionen besitzt die Eigenschaft, mit Proteinen Komplexe zu bilden, welche ihrerseits Allergien hervorrufen oder als Allergen bzw. Sensibilisator fungieren können. Zu diesen Metallen gehören unter anderem die Stahllegierungselemente Nickel, Chrom und Kobalt (UNGETHUEM u. WINKLER-GNIEWEK 1984; HIERHOLZER u. HIERHOLZER 1992; HALLAB et al. 2000; SINGH u. DAHOTRE 2007). Durch die Freisetzung der Korrosionsprodukte können sich deutlich häufiger septische oder aseptische Komplikationen entwickeln (HIERHOLZER u. HIERHOLZER 1992; SINGH u. DAHOTRE 2007). Um diesen Nachteil zu minimieren, wurde nickelfreier Stahl als Osteosynthesematerial entwickelt (SINGH u. DAHOTRE 2007). Er bietet zudem noch bessere mechanische Eigenschaften und eine höhere Korrosionsbeständigkeit als nickelhaltiger Stahl (DISEGI u. ESCHBACH 2000). Nach MÜLLER-FÄRBER (2003)
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korrodiert jedoch auch dieses Material und die entstehenden Korrosionsprodukte sind biologisch aktiv. Bei längerer Exposition sind daher ebenso nickelfreie Stähle in der Lage, den Organismus zu sensibilisieren und eine Metallallergie zu induzieren. Die entstehenden Entzündungsreaktionen mit Gewebeschäden schaffen eine gute Voraussetzung für eine bakterielle Besiedlung (MÜLLER-FÄRBER 2003). Damit ist die Implantatregion anfälliger für Lokalinfekte, was mit den klinischen Beobachtungen von HEITEMEYER u.
HIERHOLZER (1991) über Spätinfekte nach Osteosynthesen korreliert.
Bei den verwendeten Titanimplantaten unterscheidet man zwischen reinen Titanimplantaten (cp-Titan, commercialy pure-Titan) und Titanlegierungen (DISEGI 2000;
POHLER 2000; SINGH u. DAHOTRE 2007). Reintitan als Implantatmaterial ruft keine allergischen Reaktionen hervor, zeigt eine hohe Biokompatibilität und Korrosionsbeständigkeit (POHLER 2000). Nach dem ISO-Standard 5832-2 ist unlegiertes Titan, welches 99% Titan enthält, in fünf Graden erhältlich. Die Grade resultieren aus den unterschiedlichen Konzentrationen der in dem Material enthaltenen Elemente Stickstoff, Wasserstoff und Sauerstoff, die dessen mechanische Eigenschaften beeinflussen (SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002). Zu den gebräuchlichsten Titanlegierungen für die Osteosynthese zählen die Titan-6Aluminium-4Vanadium-Legierung (TAV nach ISO 5832-3) und die Titan-6Aluminium-7Niob-Legierung (TAN nach ISO 5832-11) (JAIN et al.
1997; DISEGI 2000; SINGH u. DAHOTRE 2007). Titan und seine Legierungen zeichnen sich durch eine exzellente Korrosionsbeständigkeit und sehr gute mechanische Eigenschaften aus (SINGH u. DAHOTRE 2007). Trotzdem ist das E-Modul immer noch deutlich höher als das des Knochens (DISEGI 2000). Als Nachteile werden die geringe Verschleißfestigkeit und Beständigkeit gegenüber Scherkräften genannt (SINGH u.
DAHOTRE 2007).
Bezüglich der Biokompatibilität von Titan wurde 1977 erstmals der Begriff Osseo- bzw.
Osteointegration im Zusammenhang mit Knochenappostion auf Titanoberflächen geprägt (BRÅNEMARK et al. 1977). ALBREKTSSON et al. (1981) und STEINEMANN (1998) beschrieben die starke Einbindung von Titanimplantaten in den Knochen. Nach POHLER (2000) zeigten Langzeitstudien und histologische Untersuchungen, dass der Knochen sehr gut in der Lage ist, Titan zu integrieren. Knochenzellen und mineralisierte Knochenmatrix
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befanden sich direkt auf der Implantatoberfläche. Die Passiv-Oxidschicht auf der Titanoberfläche, welche der Grund für die Korrosionsbeständigkeit ist, wird für die außergewöhnlich guten biologischen Eigenschaften von Titan verantwortlich gemacht (DISEGI 2000; SCHMIDT et al. 2001; SINGH u. DAHOTRE 2007). MEACHIM u.
WILLIAMS (1973) konnten in histologischen und mechanischen Untersuchungen nachweisen, dass, obwohl keine Korrosion von Titanimplantaten beobachtet wurde, sowohl Titan als auch andere Legierungselemente im umliegenden Gewebe zu finden waren. Für die Elemente Vanadium und Titan existieren Berichte über gelegentliche Sensibilisierungsreaktionen (HALLAB et al. 2000). Dennoch sind Titan und seine Legierungen derzeit die erste Wahl in der orthopädischen Chirurgie (SCHMIDT et al. 2001;
SINGH u. DAHOTRE 2007). Als spezielle Anwendungsbeispiele für Titan und seine Legierungen werden Implantate genannt, welche eine hohe Resistenz gegenüber Druckbelastungen erfordern, wozu z.B. intramedulläre Nägel, Knochenschrauben, Wirbelsäulenklammern gehören (DISEGI 2000).
Die genannten konventionellen metallischen Implantatmaterialien weisen aufgrund ihres hohen Elastizitätsmoduls eine viel höhere Steifigkeit als der Knochen selbst auf (HOFMANN 1995, GOGOLEWSKI 2000). Dabei ist das E-Modul von Titan und seinen Legierungen geringer als das von Stahl, aber immer noch deutlich höher als das des Knochens (DISEGI 2000). Durch diese Eigenschaft führen sowohl Titan- als auch Stahlimplantate zum Phänomen der Belastungsabschirmung im heilenden Knochen (HOFMANN 1995, GOGOLEWSKI 2000). Auch über die Frakturheilung hinaus übernehmen sie bei Belastung fast die gesamte einwirkende Kraft. Damit fehlt die physiologische Stimulation des neu gebildeten Knochengewebes und die Remodelierung wird verhindert (WOLFF 1892). In dem Bereich, in dem das Implantat liegt, verliert der Knochen an Elastizität (PERREN 2002). Mögliche Folgen sind verzögerte Knochenheilung, Ausbildung von Pseudarthrosen und im schlimmsten Fall Refrakturen nach Implantatentfernung (HOFMANN 1995, GOGOLEWSKI 2000). Bei dem Einsatz von Osteosyntheseplatten wird nach GAUTIER und PERREN (1992) neben dem mechanischen Effekt des Implantats eine gestörte Vaskularisation unter der Platte für den Mineralisationsverlust verantwortlich gemacht. Durch die beeinträchtigte Durchblutung der
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Kortikalis kommt es zunächst zu venöser Stauung und Infarzierung, wobei sich das Gewebe nach spätestens 20 Wochen wieder revitalisieren kann (GAUTIER u. PERREN 1992).
Im Zusammenhang mit der beschriebenen abschirmenden Wirkung des zu steifen Implantates auf den heilenden Knochen werden in der englischsprachigen Literatur zwei Begriffe voneinander unterschieden. Der Begriff „stress-protection“ (Belastungs- Schonung) beschreibt die histologischen Vorgänge, welche im immobilisierten Knochen auftreten (SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002). Der Knochen in diesem Bereich erfährt einen Gewichtsverlust ohne Reduktion seiner Größe, resultierend aus einer starken Zunahme Haversscher Kanäle. Dadurch, dass der Knochen keine physiologische Reizung erfährt, verliert er nach dem Wolff’schen Gesetz an Festigkeit und wird osteoporotisch (SUMNER-SMITH u. FACKELMAN 2002). Der Begriff „stress-shielding“ (Belastungs- Abschirmung) dagegen beschreibt die Vorgänge aus rein mechanischer Sicht. Zu seiner Pathogenese leisten operative Traumata, die vaskuläre Beeinträchtigung der Platten- Knochen-Kontaktfläche und die Druckumverteilung ihren Beitrag (SUMNER-SMITH u.
FACKELMAN 2002).
Ein weiterer Nachteil, welcher durch metallische Implantate hervorgerufen wird, ist das mögliche Auftreten einer Metallose. Bei dieser handelt es sich um einen lokalen Gewebeschaden infolge von Metallablagerungen durch Implantatkorrosion (LÜDINGHAUSEN et al. 1970). CONTZEN (1973) beschreibt, dass selbst bei korrosionsfestem Stahl durch Beschädigung der Passivschicht aufgrund von Reib- oder Spannungskorrosion eine Gewebsmetallose entsteht, welche wiederum zu einer abakteriellen Osteomyelitis führen kann. Als Prädilektionsstellen für eine Metallose kommen nach LÜDINGHAUSEN et al. (1970) die Plattenkonkavität, Materialfehler und die Kontaktstellen zwischen Platte und Schrauben in Frage. Die Autoren beschreiben, dass eine deutliche Beziehung zwischen dem Grad der Metallose, einer Entzündungsreaktion sowie der Korrosion des Metalls besteht, wobei die Verweildauer eine wesentliche Rolle spielt. Im Bereich der Endoprothetik mit Stahl- und Titanprothesen wird ebenfalls von Metallablagerungen mit deutlicher zellulärer Aktivität berichtet (AGINS et al. 1988;
LOMBARDI et al. 1989). AGINS et al. (1988) weisen dabei auf langfristige der Metallose folgende Komplikationen wie Hypersensitivität, Toxizität, Kanzerogenität und
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Pseudotumorbildung des Weichteilgewebes hin. 2003 beschrieben VOGGENREITER et al. Resultate von der Untersuchung metallotischen Gewebes, welches beim Einsatz von Stahl- und Titanimplantaten entstanden war. Dabei fanden sie in den meisten Fällen, auch bei Titan, eine deutliche Ansammlung von Entzündungszellen. Deshalb beurteilten sie Titan als weniger inertes Biomaterial als in der Literatur beschrieben. Diese metallotischen Gewebsreaktionen werden von einigen Autoren als Grund für die Implantatentfernung genannt (LÜDINGHAUSEN et al. 1970; CONTZEN 1973; BRÜCKNER 1978).
In der Humanmedizin wurden bisher einige Fälle über Metallimplantat-assoziierte Tumore dokumentiert. (MCDOUGALL 1956; DELGADO 1958; DUBE u. FISHER 1972, TAYTON 1980; MCDONALD 1981; DODION et al. 1982; LEE et al. 1984; HUGHES et al. 1987;
WARD et al. 1990; RADHI et al. 1998; MCDONALD et al. 2002). Tierexperimentell (LEWIS et al. 1995; BOUCHARD et al. 1996) und auch in der Tiermedizin bei Hunden und Katzen (BANKS et al. 1975, BENNETT et al. 1979; BRUNNBERG et al. 1980; SINIBALDI et al.
1982, STEVENSON et al. 1982) wurden karzinogene Eigenschaften von metallischen Osteosynthesematerialien beschrieben.
Als weiterer zu erwähnender Nachteil beider beschriebenen metallischen Implantatmaterialien gilt die Artefaktbildung bei der computertomographischen (CT) (LINK et al. 2000; MAHNKEN et al. 2003) und der magnetresonanztomographischen (MRT) Untersuchung (DISEGI u. ESCHBACH 2000; POHLER 2000). Die Materialien sind nicht magnetisch und bringen keine Risiken für den Patienten bei der röntgenologischen Untersuchung mit sich (DISEGI u. ESCHBACH 2000; POHLER 2000). Jedoch schränken sie die o.g. weiterführenden diagnostischen Maßnahmen ein. Diese negativen Effekte sind im MRT bei Titan und seinen Legierungen um 40 % geringer als bei Edelstahl (DISEGI 2000; POHLER 2000).
Aus den dargestellten nachteiligen Eigenschaften der konventionellen metallischen Osteosynthesematerialien, wie Korrosion, Sensibilisierung, stress-shielding, stress- protection, Metallose, mögliche Kanzerogenität und die Einschränkung diagnostischer Maßnahmen (CT, MRT) wird im Allgemeinen sowohl in der Human- als auch Tiermedizin die Meinung vertreten, dass solche Implantate nur befristet belassen werden sollten (BRINKER et al. 1975; BRÜCKNER 1978; MÜLLER-FÄRBER 2003). Als weitere
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Indikationen für die Implantatentfernung werden in der Literatur Ermüdungsfrakturen am Implantatende, störende Implantate (z.B. Platten an der Klavikula, der distalen Tibia und Fibula) und Implantate am wachsenden Skelett angegeben (MÜLLER-FÄRBER 2003).
Demgegenüber stehen die Risiken und Nachteile einer Metallentfernung, wozu die erneute Operation mit dem Narkoserisiko und den anfallenden Kosten, zugangsbedingte Komplikationen (Nervenlähmungen etc.), Nachblutungen, Weichteil- und Knocheninfektionen sowie Refrakturen gehören (BONATH u. BROWN et al. 1993;
PRIEUR 1998; MØLSTER et al. 2002; BUSAM et al. 2003; MÜLLER-FÄRBER 2003). Um diese Implantatentfernung zu vermeiden, sind Materialien nötig, welche vom Körper abgebaut werden, nachdem sie ihre Funktion erfüllt haben.
2.3.2 Resorbierbare Implantate 2.3.2.1 Polymere
Als erste biodegradierbare Osteosynthesematerialien wurden Mitte der 80ger Jahre Frakturstifte aus den Polymeren Polyglykolid (PGA) und Polydioxanone (PDS) außerhalb der Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie angewandt (HOFFMANN et al. 1997). In den folgenden Jahren wurden Implantate aus einer Vielzahl verschiedener resorbierbarer Polymere entwickelt (GOGOLEWSKI 2000; WINTERMANTEL 2002). Zu den Hauptvertretern der im Bereich der Osteosynthese eingesetzten Polymere gehören Polyglykolide, Polylaktide (PLA) und deren Copolymere (CLAES u. IGNATIUS 1998). In den selben Geometrien wie Metallimplantate (Nägel, Platten, Schrauben) (HOFMANN 1995) eignen sie sich zur Fixierung kleiner Knochen- und Knorpelfragmente sowie zur Fixierung von Bändern (HOFMANN 1995; REHM et al. 1997; VAN DER ELST et al. 2000).
Polymere liegen mit einem Elastizitätsmodul von 5-14 GPa (GOGOLEWSKI 2000) deutlich unter dem von metallischen Implantaten, welche einen Elastizitätsmodul von 100-200GPa (HOFMANN 1995) aufweisen. Prinzipiell reichen ihre mechanischen Ausgangswerte für eine Frakturversorgung ohne stress-protection aus (HOFMANN 1995). Die stress- protection wird dadurch vermieden, dass die Polymere durch ihre langsame Degradation eine ebenso langsame Belastungsübertragung auf den heilenden Knochen ermöglichen (HOFMANN 1995, GOGOLEWSKI 2000). Jedoch ist die rapide Abnahme der Festigkeit und Steifigkeit in Abhängigkeit von der Zeit, welche schneller einhergeht als die
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Degradation, ein nicht behobenes Problem (HOFMANN 1995). Dadurch ist der Einsatz dieser Materialien auf die Frakturversorgung nicht oder nur gering belasteter Knochen beschränkt (HOFMANN 1995; REHM et al. 1997; VAN DER ELST et al. 2000).
Herstellungsprozesse, das Handling während einer Operation und die Sterilisation stellen ein Problem dar, da sie zu einer Abnahme des Molekulargewichts und zum Verlust der mechanischen Stabilität führen (HOFMANN 1995; GOGOLEWSKI 2000).
Der Abbau von degradablen Polymeren erfolgt durch hydrolytische Spaltung und Enzymaktivität (VAN DER ELST et al. 2000). Dabei entstehen als Endprodukte D- oder L- Laktat oder Glykolsäure, welche via Zitratzyklus zu Kohlendioxid und Wasser abgebaut und über Lunge und Niere ausgeschieden werden (HOPPERT et al. 1992, VAN DER ELST et al. 2000, GRIFFET et al. 2002).
PLA ist ein langsam degradierendes Polymer, welches zu einer protrahierten Freisetzung von Abbauprodukten führt, die wiederum adäquat aus dem Implantatlager entfernt werden können (HOFFMANN et al. 1997). Als Zeitpunkt der In-vivo-Degradation wurde von HOFFMANN et al. (1997) für PLA der Beginn nach wenigen Monaten und ein Andauern bis zu fünf Jahren angegeben. Die Zeitspanne ist jedoch von der Herstellungsart, dem Molekulargewicht oder der Copolymerisation abhängig. (HOFMANN 1995). Ein niedriges Molekulargewicht führt zu schnellerer Degradation als ein hohes (WINTERMANTEL 2002).
Die komplette Degradation in einer bestimmten Zeitspanne ist nicht garantiert, so dass dieser Aspekt in einigen Fällen durch anhaltende Entzündungsreaktionen sogar eine Implantatentfernung notwendig macht (EITENMÜLLER et al. 1990).
Hinsichtlich der Biokompatibilität von Polymeren werden als prinzipielle Einflussfaktoren die chemische Zusammensetzung, die Kristallinität, die Freisetzung von Degradationsprodukten, die Degradationscharakteristik sowie das Implantatdesign und die Oberflächeneigenschaften genannt (HOFFMANN et al. 1997; WINTERMANTEL 2002).
Zur Verträglichkeit dieser resorbierbaren Osteosynthesematerialien existieren sowohl negative als auch positive Berichte in der Literatur, wobei die Untersuchungen sich oft in dem eingesetzten Material, den Applikationsformen und –orten, den Individuen und den Untersuchungszeitpunkten unterscheiden.
Als negative Eigenschaften der Biokompatibilität von Polymer-Implantaten werden hauptsächlich Fremdkörperreaktionen beschrieben. Diese reichen von milden, klinisch
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stummen Osteolysen bis hin zu intensiven, entzündlichen Weichteilveränderungen (BÖSTMAN 1991; BÖSTMAN 1992; REHM et al. 1994; HOFFMANN et al. 1997;
SUGANUMA u. ALEXANDER 2004). Diese Reaktionen traten im Allgemeinen zu dem Zeitpunkt auf, an dem der Abbau der Polymere einsetzte (SUGANUMA u. ALEXANDER 2004) und wurden daher mit der Akkumulation der Degradationsprodukte in Zusammenhang gebracht (CLAES u. IGNATIUS 1998). Als Ursache für die Entzündungsreaktionen und Osteolysen wurde von DANIELS et al. (1992) der lokale pH- Wert-Abfall genannt. Jedoch wird dies von CLAES und IGNATIUS (1998) angezweifelt, da sie in ihren In-vitro-Biokompatibilitätsprüfungen herausfanden, dass auch bei einem physiologischen pH-Wert zytotoxische Effekte durch die Polymere auftraten. Sie nannten die Degradationsprodukte selbst, im Speziellen ihre Menge, als Ursache für die Zytotoxizität. WEILER et al. (1998) fanden in Untersuchungen mit PGA-Stiften in Schaf- Femura mit maximaler Implantationsdauer von 24 Monaten heraus, dass es zu keiner kompletten Degradation der Stiftreste, sondern zur Migration und schon von BERGSMA et al. (1993) festgestellten intrazellulären Deponierung kristalliner Partikel kam. Die Kristallinität verhindert die spätere hydrolytische Spaltung und kann damit die Degradation erheblich hinauszögern. Die langsame Anhäufung kristalliner Partikel kann eine entzündliche Reaktion provozieren (HOFFMANN et al. 1997). SPENLEHAUER et al.
(1989) berichteten, dass unabhängig von der Polymerzusammensetzung Entzündungsreaktionen auftreten, wenn das Molekulargewicht abfällt. Zusätzlich wird die unterschiedliche lokale Klärfunktion des Knochengewebes als Ursache für Fremdkörperreaktionen angegeben (HOFFMANN et al. 1997).
Positive Ergebnisse hinsichtlich der Biokompatibilität von Polymeren wurden u.a. von GRIFFET et al. (2002) bzw. VILJANEN et al. (2001) erzielt. Sie konnten an Rattenversuchen bzw. Kaninchenversuchen zeigen, dass sich PLA-Pins genauso gut zur Fixation von Femurfrakturen eignen wie als Kontrollmaterial verwendeter Edelstahl. Die Polymere hatten eine zufrieden stellende mit den metallischen Implantaten vergleichbare Biokompatibilität. Gleiches fanden MATSUSUE et al. (1991) und PIHLAJAMAKI et al.
(2006) in ihrer Studie mit PLA bzw. drei verschiedenen Polymeren (PGA, PDS, PLA) im Vergleich zu Edelstahl heraus. Die im Kaninchen (Tibia bzw. Femur) eingesetzten Polymere zeigten eine gute Biokompatibilität.
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Die Kanzerogenität betreffend gab es bisher nur die von HOPPERT et al. (1992) berichteten zwei Fälle bei Ratten, die aufgrund eines polymeren Fremdkörpers ein Sarkom entwickelten. Diese Arbeitsgruppe ist wie andere Autoren (OTT1970; BRAND et al. 1976) der Meinung, dass nicht die chemische Zusammensetzung, sondern die physikalischen Eigenschaften der Polymere ursächlich für die Sarkomauslösung verantwortlich sind.
Allergenitätspotenzial scheinen Polymere nicht zu besitzen (HOFMANN 1995; HALLAB et al. 2000).
Als Nachteil für die Diagnostik wird die fehlende Darstellbarkeit der Polymere in der radiologischen Untersuchung angesehen (HOFMANN 1995; REHM et al. 1997). Nur durch röntgendichte Zusätze ist es möglich, diese Implantate im Röntgenbild sichtbar zu machen (HOFMANN 1995; REHM et al. 1997). Artefaktbildung im CT und MRT, wie bei den konventionellen metallischen Implantaten, werden bei reinen Polymeren nicht beobachtet (HOFMANN 1995; REHM et al. 1997; VAN DER ELST et al. 2000).
Zusammenfassend bezeichnet HOFMANN (1995) die biodegradablen Polymer-Implantate in den meisten Fällen als keine wirkliche Alternative zu den konventionellen metallischen Materialien. Die Verwendung dieser resorbierbaren Materialien ist durch ihre mechanischen Eigenschaften auf eine geringe Anzahl spezieller Indikationen beschränkt und immer mit dem Risiko auftretender Fremdkörperreaktionen in all ihren bekannten Ausprägungen verbunden (HOFMANN 1995; HOFFMANN et al. 1997).
2.3.2.2 Magnesium und Magnesiumlegierungen
Die Entwicklung innovativer biodegradabler Implantatmaterialien ist derzeit eines der interessantesten Forschungsthemen auf dem Gebiet der Biomaterialien (SONG 2007).
Jüngste Untersuchungen zeigten, dass resorbierbare, metallische Implantate auf Magnesiumbasis eine Alternative zu konventionellen Werkstoffen darstellen können (KAESE 2002; MEYER-LINDENBERG et al. 2003; WITTE et al. 2004; SWITZER 2005;
SONG 2007).
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Magnesium ist ein Leichtmetall mit einer Dichte von 1,74 g/cm3. Damit ist es 1,6 bzw.
4,5mal weniger dicht als Aluminium bzw. Stahl (KAMMER 2000). Die Bruchzähigkeit ist größer als die von keramischen Biomaterialien wie z.B. Hydroxylapatit (STAIGER et al.
2006). Magnesium und seine Legierungen besitzen einen der Knochenkortikalis ähnlichen Elastizitätsmodul und eine günstige Druck- und Zugfestigkeit (Tab. 1) im Vergleich zu anderen metallischen Implantaten (KAMMER 2000; KAESE 2002; STAIGER et al. 2006).
Tabelle 1: Zusammenfassung der physikalischen und mechanischen Eigenschaften verschiedener Implantatmaterialien im Vergleich zu Knochen (modifiziert nach Staiger et al. 2006)
Eigenschaften Knochen Magnesium Titanlegierung Medizinischer
Stahl Synthetisches Hydroxylapatit
Dichte (g/cm3) 1,8–2,1 1,74–2,0 4,4–4,5 7,9–8,1 3,1
E-Modul (GPa) 3–20 41–45 110–117 189–205 73–117
Druckfestigkeit
(MPa) 130–180 65–100 758–1117 170–310 600
Bruchzähigkeit
(MPam0,5) 3–6 15–40 55–115 50–200 0,7
Bei der Degradation bzw. Korrosion von Magnesium und seinen Legierungen in wässrigen Medien entsteht immer festes Magnesiumhydroxid und gasförmiger Wasserstoff (MAKAR u. KRUGER 1993; SONG u. ATRENS 1999). Als allgemeingültige Reaktionsgleichung für die Korrosion gilt (MAKAR u. KRUGER 1993):
Mg + 2H2O → Mg(OH)2 + H2
Das Magnesiumhydroxid legt sich als weiße kristalline Deckschicht auf die Oberfläche (SONG u. ATRENS 1999) und sorgt für eine gewisse Korrosionsbeständigkeit (MAKAR u.
KRUGER 1993). Zu den Legierungselementen, die die Korrosionsresistenz erhöhen können, gehört Kalzium in Abhängigkeit der Massenprozente in der Legierung (HASSEL et al. 2006), Aluminium, Mangan, Zink (SONG 2007) und Seltene Erden (WITTE et al.
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2006). Durch diese Elemente wird die mechanische Festigkeit erhöht, wohingegen durch Lithium die Duktilität gesteigert werden kann (KAMMER 2000).
Magnesium ist ein essentielles Element für den menschlichen und tierischen Organismus (v. ENGELHARDT u. BREVES 2000; SARIS et al. 2000). Es gehört zu den Mengenelementen und erfüllt eine Vielzahl von Aufgaben im Organismus. Das Metall ist an mehr als 300 enzymatischen Reaktionen als Enzymbestandteil oder Coenzym beteiligt (Glykolyse und des Zitratzyklus, die Synthese von DNA und RNA sowie die Transphosphorilierung des ATP und ADP) und für die neuromuskuläre Reiz- und Erregungsübertragung notwendig (WACKER 1980; ANDERS 1986). Etwa die Hälfte des gesamten Magnesiumbestandes ist im Knochen eingelagert (WACKER 1980; TOPF u.
MURRAY 2003); beim Tier sind es sogar 70 % (v. ENGELHARDT u. BREVES 2000). Dort dient es aufgrund seiner raschen Verfügbarkeit als Reservoir für den Körper. Der Rest des Magnesiums wird in der Muskulatur und anderen Organen, v.a. der Leber, gespeichert.
Ein nur geringer Anteil (ca. 1%) des Elementes befindet sich im Blutplasma (WACKER 1980). Die Gesamtmenge an Magnesium existiert im Körper in drei verschiedenen Formen: ionisiert (60 %), proteingebunden (30 %) und an Serumanionen gebunden (10 %) (TOPF u. MURRAY 2003). Die Regulation des Magnesiumspiegels im Körper erfolgt über die Nieren, durch welche überflüssiges Magnesium wieder ausgeschieden wird (WACKER 1980). Magnesium spielt eine große Rolle in der Knochen- und Mineralhomöostase (FROST 1993). Es kann direkt die Knochenzellfunktion und die Hydroxylapatit- Kristallbildung beeinflussen (COHEN 1988). Sowohl eine mangelhafte als auch übermäßige alimentäre Magnesiumzufuhr stört die Knochenbildung oder verhindert sie ganz (KÜHR 1986). CLARK (1968) berichtete von einer Verschmälerung der Epiphysenfuge, geringerer Trabekelbildung und vermehrten Osteolysen durch einen Magnesiummangel. HUNT (1971) konnte durch Magnesiumgabe ein durch Mangel hervorgerufenes generalisiertes und verstärktes medulläres Knochenwachstum wieder völlig normalisieren. Bei einem Magnesiumüberschuss stellte CLARK (1968) starke Osteolysen wie beim Magnesiummangel und außerdem unreife Knochenbildung fest.
Die Untersuchungen zu Magnesium als Implantatmaterial gehen bis zum Anfang des 20.
Jahrhunderts zurück (ROSTOCK 1937). ROSTOCK (1937) berichtete, dass Payr das
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Metall hinsichtlich verschiedener Indikationen: z.B. als Draht zur Knochennaht, zur Behandlung kavernöser Tumoren und zur Herstellung von Darmknöpfen untersuchte und den Einsatz als Implantatmaterial in Form von Stiften, Nägeln, Bolzen und Drähten zur Frakturbehandlung anregte. Payr fand in seinen eigenen Untersuchungen heraus, dass Magnesium schnell vom Körper resorbiert wird und sich schon nach 24 Stunden erste Anzeichen des Abbaus auf der Metalloberfläche finden lassen. Außerdem stellte er fest, dass dabei Wasserstoff und Sauerstoff gebildet wird, welche im Gewebe mitunter in größeren „Gaszysten“ nachweisbar waren. Er beobachtete, dass das Gas vom Körper aufgenommen wird, ohne dass eine Gasembolie auftrat (ROSTOCK 1937). ROSTOCK (1937) beschrieb in seiner Veröffentlichung seine in vielen Jahren zusammengetragenen Ergebnisse zum Magnesium. Er konnte nachweisen, dass das Metall eine erhebliche Wirkung auf das umliegende Gewebe ausübte, denn er stellte eine starke Ansammlung von Rundzellen und Granulationsgewebe sowie Riesenzellen und Leukozyten mit zahlreichen Fremdkörpereinschlüssen fest. Der Einfluss von Magnesium speziell auf Knochengewebe wurde schon 1900 von CHLUMSKY im Tierexperiment überprüft. Er zeigte, dass Magnesiumplatten als Interpositionsmaterial nach Gelenkresektion innerhalb weniger Tage bis einigen Wochen zerfielen. LAMBOTTE beschrieb 1932 erstmals die Verwendung einer Magnesiumschiene mit Stahlnägeln zur Osteosynthese in der Humanmedizin. Da diese erste Operation jedoch aufgrund aufgetretener Kontaktkorrosion nicht erfolgreich war, führte er weitere Untersuchungen zum Resorptionsverhalten von reinem Magnesium in Knochen von Kaninchen und Hunden durch. Die Studie verlief viel versprechend; nach sechs bis sieben Monaten war das Implantat vollständig aufgelöst, obwohl es nach drei Monaten noch keine Korrosionserscheinungen zeigte. Daraufhin setzte er erneut Magnesium als Osteosynthesematerial beim Menschen ein (LAMBOTTE 1932). Er beobachtete in allen Fällen seiner Untersuchungen eine Gasentwicklung mit gleichzeitig vollständiger Implantatauflösung. Daraus folgerte er, dass reines Magnesium als Implantatmaterial kritisch anzusehen ist und hinsichtlich des Abbaus bzw. der Gasbildung stabilere Legierungen für die Osteosynthese benötigt werden. Wenig später beschrieb VERBRUGGE (1934) die Verwendung einer Magnesiumlegierung mit 8 %igem Aluminiumanteil und stellte wie LAMBOTTE (1932) während des Heilungsvorganges in allen untersuchten Fällen eine vollständige Implantatresorption mit Gasproduktion fest. Er
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konnte durch diese Gasbildung jedoch keine schädigenden Wirkungen auf den Organismus nachweisen; das Gas wurde vollständig resorbiert. Sowohl LAMBOTTE (1932) als auch VERBRUGGE (1934) vermuteten, dass es sich bei dem entstandenen Gas um Wasserstoff handelte. ROSTOCK (1937) schrieb eine umfassende Abhandlung über die bis dahin erfolgten Untersuchungen zu Magnesiumimplantaten und schlussfolgerte aus den „für die chirurgische Praxis negativen Ergebnissen“, dass sich dieses Material nicht eignet, eine Fraktur zu versorgen.
MCBRIDE (1938) setzte ebenfalls eine Magnesium-Aluminium-Legierung (Aluminiumanteil 4%) beim Menschen in nicht näher benannten Knochen ein und berichtete neben der Gasbildung und Implantatresorption von einer starken Stimulation der periostalen Proliferation. Dass es sich bei dem Gas tatsächlich um Wasserstoff handelt, wie es LAMBOTTE (1932) und VERBRUGGE (1934) angenommen hatten, zweifelte MCBRIDE (1938) an. Er analysierte das Gas, welches er durch Punktion der Blasen erhielt, und konnte ein Gemisch aus 80,6 % Stickstoff, 7,3 % Wasserstoff, 6,5 % Sauerstoff und 5,6 % Kohlendioxid nachweisen. Systemischen Nebenwirkungen durch die Magnesiumimplantate wurden weder durch LAMBOTTE (1932), VERBRUGGE (1934) noch MCBRIDE (1938) festgestellt.
Spätere Berichte zur Anwendung von Magnesium stammten aus dem Ende der 40er Jahre. NICOLE (1947) untersuchte das Auftreten einer Metallose im Tierexperiment an Kaninchen und Hunden. Er brachte Metallstaub von Reinmagnesium unter die Haut, in die Tibia und in die Muskulatur und stellte in allen genannten Lokalisationen eine reaktive Entzündung mit nachfolgender bindegewebiger Abkapselung fest. Metallose fand er im Weichteilgewebe, aber nicht im Knochen. Auch er beobachtete eine Gasbildung, welche im Weichgewebe, jedoch nicht im Knochen eine Auflockerung mit Höhlenbildung verursachte. Er bezeichnete den gebildeten Wasserstoff und das Magnesiumhydroxid als stark gewebstoxische Komponenten. Beim Einbringen von Magnesiumstiften unter die Haut, in die Tibia und die Muskulatur beobachtete er stärkere Gasentwicklung als bei dem Metallstaub. Die Pins waren nach zwei Monaten überwiegend zerfallen. Auffallend war für ihn, dass die Wirkung von Magnesium im Knochen, bis auf eine leichte Verdickung des Periosts, im Vergleich zu den anderen Testlokalisationen sehr gering war (NICOLE 1947).
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1971 setzten STROGANOV et al. cadmiumhaltige Magnesiumlegierungen in der Knochenchirurgie ein, die zwar wenig Wasserstoffentwicklung zeigten, aber hohe toxische Cadmiumanteile freisetzten.
Erst zu Beginn des 21. Jahrhunderts wurden Magnesium und seine Legierungen als Osteosynthesematerial wieder aufgegriffen.
Zahlreiche In-vitro-Untersuchungen im Hinblick auf die Verwendbarkeit von Magnesiumlegierungen in der Biomedizintechnik wurden in den letzten Jahren durchgeführt. WITTE et al. (2006) untersuchten die Legierungen AZ91 (9 mas%
Aluminium, 1 mas% Zink) und LAE442 (4 mas% Lithium, 4 mas% Aluminium, 2 mas%
Seltene Erden) in Kochsalzlösung auf ihr Degradationsverhalten und verglichen die Ergebnisse mit den Resultaten aus In-vivo-Untersuchungen. Sie fanden heraus, dass die In-vivo-Korrosion vier Zehnerpotenzen kleiner war als die In-vitro-Korrosion und die Tendenzen der Korrosionsraten sich gegenläufig verhielten. LAE442 zeigte in vitro eine schwächere Korrosionsbeständigkeit als AZ91, dagegen war die Seltene Erden-Legierung in vivo korrosionsbeständiger. Daraus schlussfolgerten sie, dass mit In-vitro- Untersuchungen keine Voraussagen zu In-vivo-Korrosionsraten getroffen werden können.
LAE442 und Az91 zeigten als Korrosionsmorphologie lokalen Lochfraß.
LI et al. (2008) untersuchten MgCa-Legierungen mit Kalziumanteilen von 1 mas% bis 3 mas% hinsichtlich der Korrosion in simulierten Körperflüssigkeiten (SBF- simulated body fluid), in Zytotoxizitätstests aber auch bezüglich der mechanischen Eigenschaften. Die Arbeitsgruppe konnte zeigen, dass durch den Kalziumgehalt und den Herstellungsprozess die mechanischen Eigenschaften eingestellt werden können. Ein Kalziumgehalt von 1 mas% (MgCa1,0) in der Legierung und der Strangpressprozess stellten sich diesbezüglich als vorteilhaft heraus. MgCa1,0 erwies sich auch in den Zytotoxizitätstests als die beste Legierung. Zusätzlich fanden Li et al. (2008) heraus, dass sich sowohl in vitro als auch in vivo mit zunehmender Immersions- bzw. Implantationszeit eine Schicht auf der von ihnen favorisierten Legierung ausbildete, welche sich aus Mg(OH)2 und Hydroxylapatit zusammensetzte. Diese Schicht hatte in den rasterelektronenmikroskopischen Bildern eine rissige Oberfläche und wies Mikroporen auf (LI et al. 2008).
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SONG (2007) überprüfte Magnesium und verschiedene Legierungen (z.B. AZ91, MgZn2Mn0,2 (2 mas% Zink, 0,2 mas% Mangan) und oberflächenbehandeltes Magnesium (Anodisierung) in SBF-Lösung hinsichtlich der Korrosionsrate und der gebildeten Menge an Wasserstoff. Durch letztere schloss er darauf, dass diese die lokale Degradationsrate von Magnesiumlegierungen widerspiegelt. Er postulierte aus seinen Ergebnissen und Berechnungen zur legierungsspezifischen Wasserstoffbildungsrate einen tolerierbaren Wert (0,01 ml/cm2/Tag) für die Menge an täglich freigesetztem Wasserstoff im Körper.
Diesem Wert kam die Legierung MgZn2Mn0,2 am nächsten. Damit bezeichnete er diese als die potentielle Magnesiumlegierung für den Einsatz als degradables Osteosynthesematerial (SONG 2007). Durch die Anodisierung der Probenoberfläche erreichte er eine Verzögerung des Degradationsbeginns.
RETTIG und VIRTANEN (2007) untersuchten die stranggepresste Seltene Erden-haltige Magnesiumlegierung WE43 (4 mas% Yttrium und 3 mas% Seltene Erden) in vitro in SBF- Lösung und isotonischer Kochsalzlösung. Das getestete Material zeigte eine geringere Korrosionsresistenz in SBF als in Kochsalzlösung. In beiden Fällen bildete sich eine Korrosionsschicht auf der Probenoberfläche aus, welche aus amorphem Apatit bestand.
Diese Schicht bezeichnete die Arbeitsgruppe als geringen Schutz gegen die Korrosion.
PARDO et al. (2007) fanden ebenfalls in ihren In-vitro-Untersuchungen der Legierungen AZ31 (3 mas% Aluminium und 1 mas% Zink), AZ80 (8 mas% Aluminium, 0,5 mas% Zink) und AZ91 in Kochsalzlösung heraus, dass sich eine Mg(OH)2-haltige Korrosionsschicht ausbildet. AZ80 und AZ91 erwiesen sich korrosionsbeständiger als AZ31. Eine Anreicherung von Aluminium in der Korrosionsschicht stellten sie in rasterelektronenmikroskopischen und EDX-Untersuchungen (EDX- Energie-dispersive Röntgenstrahlanalyse) fest.
XU et al. (2007b) analysierten die Legierungen MgMn1,2 (1,2 mas% Mangan) und MgZn1Mn1,2 (1 mas% Zink, 1,2 mas% Mangan) im Vergleich zu WE43 in SBF-Lösung.
Sie konnten ebenso zeigen, dass sich eine hauptsächlich aus Magnesium, Kalzium und Phosphat bestehende Reaktionsschicht schnell auf der Oberfläche bildet.
Zusammenfassend zeigten die beschriebenen In-vitro-Untersuchungen, dass Magnesium durch Zulegieren von Kalzium, Lithium, Aluminium, Seltene Erden, Mangan und Zink korrosionsbeständiger ist (KAESE 2002; WITTE et al. 2006; PARDO et al. 2007; SONG
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2007; XU et al. 2007b; LI et al. 2008) und das Strangpressen der Materialien zusätzlich einen Korrosionsschutz und eine Verbesserung der mechanischen Eigenschaften bieten kann (KAESE 2002; LASS 2005; LI et al. 2008). Außerdem wurde in allen Analysen die Ausbildung einer apatithaltigen Oberflächenschicht festgestellt.
In den zeitgleich durchgeführten In-vivo-Untersuchungen wurden unterschiedliche Magnesiumlegierungen an verschiedenen Tiermodellen getestet.
Zum einen wurden die vier Legierungen AZ31, AZ91, WE43 und LAE442 im Vergleich zu PLA in Stiftform intramedullär im Meerschweinchenfemur mit Versuchszeiten von sechs und 18 Wochen eingesetzt. Die Implantate zeigten hinsichtlich ihres Degradationsverhaltens Unterschiede. Sowohl in radiologischen Untersuchungen als auch metallographischen Längsschliffen konnte für LAE442 gefolgt von WE43 die langsamste und gleichmäßigste Degradation festgestellt werden. AZ31 und AZ91 degradierten schneller und ungleichmäßiger (MEYER-LINDENBERG et al. 2003, SWITZER 2005;
WITTE et al. 2005b; WITTE et al. 2006). Auf allen Magnesiumimplantaten bildete sich direkt auf der Implantatoberfläche eine Degradationsschicht aus, welche sich in den rasterelektronenmikroskopischen und XRD (Röntgendiffraktometrie)-Untersuchungen als amorphe kalzium- und phosphatreiche Schicht zeigte. Seltene Erden-Elemente verteilten sich homogen in dieser Schicht und im Implantat selbst. Im umliegenden Knochen konnten keine Seltenen Erden detektiert werden, woraus die Autoren schlossen, dass diese während der Magnesiumdegradation in Lösung gehen und nicht im Körper akkumulieren (WITTE et al. 2002). Zusätzlich wurde in der gleichen Studie die Biokompatibilität analysiert (SWITZER 2005; WITTE et al. 2005b). Es traten ebenfalls die schon aus früheren Untersuchungen beschriebenen Gasbildungen auf, wobei die Seltenen Erden- haltigen Magnesiumlegierungen LAE442 und WE43 vergleichsweise die wenigste Gasbildung zeigten. Auch wurde eine Stimulation der Knochenneubildung vor allem im periostalen und endostalen Bereich festgestellt (SWITZER 2005; WITTE et al. 2005b). Es wurde außerdem in µ-computertomographischen Analysen eine Verdickung der Femura durch die Magnesiumlegierungen beobachtet. Die histologischen Untersuchungen ließen weiterhin keine oder nur geringe Bindegewebsansammlungen im periimplantären Bereich erkennen. Neu gebildetes Knochengewebe war in der Markhöhle mit direktem Kontakt
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zum Magnesiumimplantat feststellbar (SWITZER 2005, WITTE et al. 2005b). In verschiedenen getesteten Geweben konnte keine Erhöhung des Magnesiumgehaltes festgestellt werden (SWITZER 2005).
Außerdem wurden Untersuchungen im Hinblick auf das allergene Verhalten (Intrakutantest) der vier Magnesiumlegierungen AZ31, AZ91, WE43 und LAE442 im Vergleich zu Titan und PLA am Meerschweinchen durchgeführt. Keines der Materialien zeigte eine Allergieinduktion (MEYER-LINDENBERG et al. 2003; WITTE et al. 2007a).
Des Weiteren wurde AZ91 als subchondral im Kaninchenfemur eingebrachte Magnesiumschwämme in künstlichen Knorpel-Knochen-Defekten eingesetzt und mit Leerdefekten bzw. osteochondralen Umkehrplastiken hinsichtlich der biomechanischen Stabilität und Biokompatibilität verglichen (REIFENRATH 2005; REIFENRATH et al. 2007, WITTE et al. 2007b, WITTE et al. 2007c). Bei dieser Untersuchung zeigte sich, dass die Degradation zu schnell einsetzte und durch die Korrosionsprodukte zu einer Behinderung der knöchernen und knorpeligen Regeneration im Defektbereich führte. Die erwartete biomechanische Stabilität wurde ebenfalls nicht erfüllt (REIFENRATH 2005;
REIFENRATH et al. 2007; WITTE et al. 2007b; WITTE et al. 2007c).
WITTE et al. (2007b/2007c) führten ebenfalls In-vivo-Untersuchungen an zylindrischen Schwämmen aus AZ91 durch. Diese wurden in die distale Femurkondyle von Kaninchen für drei bzw. sechs Monate implantiert und mit autologen Knochentransplantaten hinsichtlich der Entzündungsreaktionen und des Knochenremodelings histologisch analysiert. Dabei zeigte sich AZ91 als sehr schnell degradierendes Material, welches in den ersten zwei Wochen nach der Implantation Gashöhlen im Kniebereich verursacht, jedoch klinisch gut vertragen wurde. Trotz seiner hohen Degradationsgeschwindigkeit wies AZ91 eine gute Biokompatibilität auf und löste keine signifikanten Entzündungsreaktionen im Knochen aus. Um den verbliebenen Implantatrest bildete sich eine fibröse Kapsel.
Außerdem konnte ein erweitertes periimplantäres Knochenremodeling festgestellt werden.
Es war eine erhöhte Mineralappositionsrate und ein Anstieg der osteoklastischen Knochenoberfläche zu beobachten, welche in einer erhöhten Knochenmasse und der Tendenz stärker ausgereifter trabekulärer Knochenstruktur im Vergleich zur Kontrollgruppe führte (WITTE et al. 2007b; WITTE et al. 2007c).
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Im Gegensatz dazu konnte in einer Studie an kompakten Magnesiumzylindern, welche im Gelenkbereich der medialen Femurkondyle in artifizielle Knorpel-Knochen-Defekte beim Kaninchen eingesetzt wurden, viel versprechende Ergebnisse für den Einsatz von Magnesium als Implantatmaterial erlangt werden. Die Knorpelregeneration verlief durch den Magnesiumeinfluss schneller und der knöcherne Defekt wurde zügiger unterbaut als bei Kontrolltieren mit Leerdefekten (Witte et al. 2005a).
Von der HÖH et al. (2006) untersuchten den Einfluss der Oberflächenbearbeitung von unterschiedlichen Magnesium-Kalzium-Legierungen auf die Degradation. Dafür implantierten sie für sechs Wochen zylindrische Magnesiumproben unterschiedlicher Rauheiten (glatt, rau, gestrahlt) und Kalziumgehalte (0,2 %, 0,8 %, 1,2 %, 2,0 %) in die distale Femurkondyle von Kaninchen. Dabei konnten sie feststellen, dass alle Materialien trotz einer in einigen Fällen klinisch und radiologisch feststellbaren Gasbildung eine gute Verträglichkeit aufwiesen. Ein Einfluss der unterschiedlichen Kalziumgehalte auf das Degradationsverhalten konnte diese Arbeitsgruppe nicht nachweisen. Dagegen zeigte sich, dass gestrahlte Zylinder den stärksten und glatte Implantate den geringsten Degradationsgrad aufwiesen (von der HÖH et al. 2006).
XU et al. (2007a) analysierten das In-vivo-Degradationsverhalten von MgZn1Mn1,2- Legierungen in Form kleiner Nägel in Rattenfemura mit einer Implantationszeit von neun und 18 Wochen. Sie konnten bei der Sektion keine Gasblasen im Gewebe finden, jedoch nicht ausschließen, dass während der Versuchsdauer trotzdem Gas gebildet wurde. In beiden Zeitgruppen konnte histologisch keine Entzündungsreaktion festgestellt werden.
Die durchschnittliche Degradation betrug nach neun Wochen 10-17 % und stieg nach 18 Wochen auf 54 % an. Um die Implantate herum konnte eine Knochenneubildung sowie die schon in anderen Untersuchungen beschriebene Degradationsschicht beobachtet werden.
Diese bestand hauptsächlich aus Magnesium, Kalzium und Phosphor. Die Legierungsbestandteile Mangan und Zink verteilten sich homogen im Implantat selbst, in der Schicht und im umliegenden Knochen. Daraus folgerten XU et al. (2007a), dass diese beiden Elemente leicht vom Körper resorbiert werden.
LI et al. (2008) führten mit der aus ihren In-vitro-Untersuchungen favorisierten MgCa1,0- Legierung eine In-vivo-Studie durch. Die Magnesiumpins wurden in den Femurschaft von Kaninchen für ein, zwei und drei Monate implantiert und mit Titanpins verglichen. Die
