Vergleich zwischen winkelstabiler und nicht winkelstabiler Plattenosteosynthese am proximalen Humerus eine biomechanische Studie
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- Hedwig Winter
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1 Aus dem Berufsgenossenschaftlichen Unfallkrankenhaus Hamburg Ärztlicher Direktor: Prof. Dr. Ch. Jürgens und der Klinik für Unfallchirurgie der Universität zu Lübeck Direktor: Prof. Dr. Ch. Jürgens Vergleich zwischen winkelstabiler und nicht winkelstabiler Plattenosteosynthese am proximalen Humerus eine biomechanische Studie Inauguraldissertation zur Erlangung der Doktorwürde der Universität zu Lübeck -Aus der Medizinischen Fakultät - vorgelegt von Julia Triebe aus Duderstadt Lübeck 2006
2 1. Berichterstatter/ Berichterstatterin: Priv.- Doz. Dr. med. Klaus Seide 2. Berichterstatter/ Berichterstatterin: Priv.- Doz. Dr. med. Wolfgang Eichler Tag der mündlichen Prüfung: Zum Druck genehmigt. Lübeck, den gez. Prof. Dr. med. Werner Solbach -Dekan der Medizinischen Fakultät-
3 In Dankbarkeit meinen Eltern gewidmet, die mir auf meinem bisherigen Lebensweg mit ihrer liebevollen Unterstützung immer hilfreich zur Seite standen.
4 Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität Material und Methode Präparate Probenaufbereitung Knochendichtemessung Implantate Winkelstabile Implantate Nicht winkelstabile Implantate Versuchsaufbau Implantatmontage Testaufbau für die statische Testung Testaufbau für die dynamische Testung Versuchsprotokoll und Auswertung Statische Testung Dynamische Testung Statistische Analyse Ergebnisse Statische Testungen Steifigkeit Versagen Versagensmechanismus Einfluss der Knochendichte Dynamische Testungen Dauerfestigkeit / Lastwechsel Plastische Deformation Versagensmechanismus Einfluss der Knochendichte Diskussion Zusammenfassung Literaturverzeichnis
5 Inhaltsverzeichnis 8 Danksagung Lebenslauf
6 Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung Frakturen des proximalen Humerus gehören zu den häufigsten Knochenbrüchen und zählen neben distalen Radiusfrakturen und hüftgelenksnahen Frakturen zu den typischen Verletzungen des älteren Menschen. Als begünstigender Faktor tritt vor allem die Osteoporose in den Vordergrund, wobei Frauen doppelt so häufig betroffen sind wie Männer. Mit dem Alter nimmt die Knochensubstanz ab, so dass bei älteren Menschen ein Sturz auf die ausgestreckte Hand, ein sogenanntes Minimaltrauma, für eine proximale Humerusfraktur ausreichend sein kann. Bei jüngeren Patienten ist aufgrund der besseren Knochenqualität dagegen ein schwerer Verletzungsmechanismus mit höherer Energie erforderlich (Habermeyer, 2002). Therapeutisch ist insbesondere eine rasche Übungsstabilität anzustreben, um Folgeschäden, wie z.b. Einschränkungen des Bewegungsausmaßes zu vermeiden. Der Großteil der proximalen Humerusfrakturen wird konservativ frühfunktionell therapiert. Operativ hat sich bei komplizierten Brüchen neben dem minimalinvasiven Verfahren mit Kirschner-Drähten und Zuggurtungen in der Vergangenheit die konventionelle Plattenosteosynthese häufig als nützlich erwiesen. Allerdings war ein Folgeversagen besonders bei osteoporotischer Knochensubstanz nicht selten, weshalb die Übungsbehandlung trotz Operation oft zurückhaltend zu erfolgen hatte. Erste Erfolg versprechende klinische Ergebnisse mit einem winkelstabilen System am proximalen Humerus wurden von Wurm et al. beschrieben (Wurm et al., 1999). Es zeigte sich, dass sich winkelstabile Konstruktionen besonders auch in problematischen Fällen mit verringerter Knochenqualität durch Inaktivitäts- oder Altersosteoporose bewährten (Wurm et. al., 1999). In der Regel konnte die frühe postoperative Übungsstabilität erreicht werden. Durch die kleinere Dimensionierung der winkelstabilen Platten und einen minimalinvasiven Zugang ergab sich zusätzlich eine geringere operative Gewebeschädigung. Weitere klinische Studien mit winkelstabilen Implantaten ergaben ebenfalls gute klinische Resultate und kamen zu der Schussfolgerung, dass die winkelstabile Plattenosteosynthese bei Humeruskopffrakturen eine neue Dimension der 3
7 1. Einleitung Frakturstabilisierung darstellt (Lungershausen et. al., 2003, Hente et. al., 2004, Lill et. al., 2004). Bei der vorliegenden Arbeit handelt es sich um eine biomechanische In-vitro-Studie an humanen Knochenpräparaten. Es wird die Hypothese untersucht, dass ein winkelstabiler Plattenfixateur interne eine höhere Stabilität gewährleistet, als eine nicht winkelstabile Plattenosteosynthese mit gleicher Platten- und Schraubengeometrie. Die Prüfungen sollten sowohl unter statischen als auch unter dynamischen Belastungsbedingungen erfolgen. 4
8 2. Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität 2 Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität 4-5 % aller Frakturen des Menschen sind Oberarmfrakturen. Die Inzidenz der proximalen Oberarmfrakturen in der Gesamtbevölkerung liegt bei 70/ pro Jahr und steigt bei Frauen über 70 Jahren auf ca. 400/ pro Jahr an (Ruchholtz u Nast-Kolb, 2003). Im Durchschnitt sind Frauen doppelt so häufig betroffen wie Männer, wobei die hintere Luxationsfraktur eine Ausnahme darstellt, da sie überwiegend bei Männern vorkommt (Habermeyer, 1997). Abb. 1: Hauptfragmente der Humeruskopffraktur nach Codman (Abbildung aus Habermeyer, 2002) Codman (1934 zitiert nach Neer, 1970) unterschied erstmalig bei der Frakturmorphologie vier Fragmente, diese sind die Kopfkalotte, das Tuberculum majus und minus (getrennt durch den Sulcus intertubercularis) sowie der Humerusschaft (s. Abb. 1). Die Kopfkalotte wird vom Collum anatomicum vom Bereich der Tubercula getrennt und das Collum chirurgicum markiert infratubercular den Übergang zum proximalen Schaftbereich. Auf diese 4- Fragmenteinteilung nach Codman gehen alle gängigen Frakturklassifikationen des Humerus zurück. Am häufigsten heute angewandt ist die Klassifikation von Neer (Neer, 1970). Sie basiert auf der Unterteilung in die vier Fragmente, aber berücksichtigt den Dislokationsgrad der einzelnen Fragmente. Als Dislokation gilt eine Verschiebung von mehr als einen Zentimeter bzw. eine Abkippung der Kopfkalotte von mehr als 45. Die Prognose ist umso schlechter, je größer der Dislokationsgrad und die Anzahl der Frakturfragmente ist. Entsprechend der Fragmente spricht man von Zwei-, Drei- oder Vierfragmentfrakturen. Nach Neer ergibt sich eine Einteilung in sechs Frakturtypen (siehe Abb. 2). 5
9 2. Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität Abb. 2: Frakturklassifikation nach Neer (Abbildung aus Habermeyer, 2002) Die Klassifikation der AO (Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefragen, Schweiz) teilt die Frakturen in drei Gruppen A, B, C (extrakapsulär, teilweise intrakapsulär, komplett intrakapsulär) ein, wobei sie das zunehmende Nekroserisiko berücksichtigt. Insgesamt unterscheidet dieser Klassifikationstyp 27 morphologisch definierte Untergruppen unterschiedlichster Fraktursituationen. Aufgrund dieser Vielzahl von Untergruppen gelingt eine genaue und identische Klassifikation der Fraktur unter verschiedenen Untersuchern häufig nicht, so dass sie in der Praxis selten verwendet wird. Eine weitere Klassifikation stellt die Einteilung nach Habermeyer (Habermeyer, 2002) dar. Sie berücksichtigt die Vierfragment-Klassifikation nach Neer sowie die AO-Empfehlung, die Höhe des Frakturverlaufs (Collum chirurgicum und Collum anatomicum) für die 6
10 2. Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität Beurteilung der Fraktur miteinzubeziehen. Die Klassifikation nach Habermeyer erfolgt nach der Reposition. Trotz der Unterschiede der einzelnen Klassifikationen bewerten sie alle die dislozierten 3- und 4- Fragmentfrakturen als die therapeutisch anspruchsvollsten und prognostisch ungünstigsten Frakturformen (Ruchholtz, Nast-Kolb, 2003). Die Höhe des Bruchs, die Anzahl der Fragmente sowie deren Dislokation zählen zu den Risikofaktoren eine Humeruskopfnekrose zu entwickeln, die prognostisch ungünstig ist. Ebenso prognostisch entscheidend sind die individuellen Aspekte des Patienten wie zum Beispiel das Alter und der Osteoporosegrad. Frakturen vom so genannten niedrigen Neer-Typ und mit einer geringen Dislokation der Fragmente, sog. Einfragmentfrakturen, können in % der Fälle konservativ behandelt werden. Hierbei erfolgt über 7-10 Tage eine Ruhigstellung im Gilchrist-Verband und danach eine frühfunktionelle Bewegungstherapie, um einer Schultersteife und Bewegungseinschränkungen frühzeitig vorzubeugen. Eine operative Therapie wird notwendig bei dislozierten Fragmenten >1 cm bzw. 45, bei Mehrfragmentfrakturen, bei Abrissfrakturen des Tuberculum majus sowie bei nicht mehr durch Reposition zu behebenden Fehlstellungen. Bei der chirurgischen Therapie ist es das Ziel, eine anatomische Reposition sowie eine stabile Fragmentretention für eine frühfunktionelle Nachbehandlung zu erreichen. Bei der operativen Intervention stehen verschiedene Osteosynthesen zur Verfügung. Im Folgenden sollen exemplarisch bisherige operative Möglichkeiten bei der proximalen Humerusfraktur Erwähnung finden. Kirschner-Drähte perkutan oder auch offen angebracht, werden bei der Zwei-Fragment- Fraktur eingesetzt. Eine Drahtentfernung sollte aufgrund der Weichteilirritation möglichst früh erfolgen. Insgesamt führt die Osteosynthese mit Kirschner-Drähten nicht selten zu unbefriedigenden Ergebnissen, da es häufig zur Lockerung und Wanderung der Drähte kommt. 7
11 2. Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität Zugschrauben werden bei isolierten Frakturen des Tuberculum majus eingesetzt. Intramedulläre Implantate, wie zum Beispiel verriegelbare Nägel oder Spiralklingen, werden bei höhergradigen Frakturtypen (3- / 4- Fragmentfrakturen) eingesetzt. Als weitere Osteosynthesen stehen Zerklagen aus Draht, Großfragmentplatten oder kleiner dimensionierte Platten zur Verfügung. Bei alten Menschen mit komplizierten 3- und 4- Fragmentfrakturen, dazu einer osteoporotischen Knochensubstanz und einem erhöhtem Risiko für eine avaskuläre Humeruskopfnekrose wird auch die primäre Humeruskopfprothese als Therapie der Wahl favorisiert (Ruchholtz, Nast-Kolb, 2003). Erste winkelstabile Systeme wurden für die Wirbelsäule seit ca eingesetzt. Für die Osteosynthese wurden sie Anfang der 90er Jahre erstmals beschrieben (LISS, Pc-Fix, Druckplattenfixateur). Winkelstabilität bezeichnet eine kraftschlüssige und formschlüssige Verbindung zwischen einem Kraftträger, wie zum Beispiel einer Osteosyntheseplatte, und einer Knochenschraube. Die Kontaktflächen beider Teile sind fest und bewegungsfrei miteinander verbunden. Abb. 3: Multidirektional winkelstabiles Implantat (Abbildung aus Wenzl, 2002) Winkelstabile Implantatsysteme sind typischerweise charakterisiert durch ein Gewinde am Schraubenkopf, welches in ein entsprechendes Gewinde im Schraubenloch eingedreht wird. Ist dabei ein fester Winkel, z.b. 90 fest vorgegeben, so wird dieses als unidirektionale Winkelstabilität bezeichnet. Bei der multidirektionalen Winkelstabilität ist die Position von Knochenschraube und Kraftträger zueinander variabel (s. Abb. 3). Auf diese Weise besteht eine wesentlich höhere Variabilität der Schraubenpositionierung und Verblockung im Schraubenloch. 8
12 2. Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität In der vorliegenden Arbeit wurde ein Tifix - System (Fa. LITOS, GmbH, Hamburg) verwendet, das durch ein Gewinde im Schraubenkopf und eine Lippe im Schraubenloch gekennzeichnet ist. Es ermöglicht die Umsetzung der oben beschriebenen multidirektionalen Winkelstabilität. Der Schraubenkopf besteht aus härterem Titanmaterial als das Plattenloch. Beim Eindrehen der Schraube in das Plattenloch kommt es durch eine Materialumformung im Plattenloch zur stabilen Verblockung, welche die Winkelstabilität gewährleistet (Wolter 1999). Vielversprechende Ergebnisse durch den operativen Einsatz von winkelstabilen Implantaten bei Problemfrakturen und gestörter Frakturheilung wurden mittlerweile für nahezu alle Körperregionen in klinischen Studien beschrieben (z.b. Böhmer et al. 1999, Faschingbauer et al. 1999, Gerlach et al. 1999, Jürgens et al. 1999, Kranz et al. 1999, Wenzel et al. 1999, Wolter et al. 1999, Wurm et al. 1999). Ein klinisches Beispiel der Anwendung eines winkelstabilen Implantats am proximalen Humerus zeigt Abb. 4 a-d. 9
13 2. Klinik der proximalen Humerusfrakturen und Grundlagen der Winkelstabilität Abb. 4a: Proximale Humerusfraktur (Neer IV), präoperatives Röntgenbild a.p. Abb. 4b: Proximale Humerusfraktur (Neer IV), präoperatives Röntgenbild seitlich Abb. 4c: Proximale Humerusfraktur (Neer IV) nach Versorgung mit einem winkelstabilen Implantat (Tifix ) a.p. Abb. 4d: Proximale Humerusfraktur (Neer IV) nach Versorgung mit einem winkelstabilen Implantat (Tifix ) seitlich 10
14 3. Material und Methode 3 Material und Methode 3.1 Präparate Probenaufbereitung Die biomechanischen Testungen erfolgten an insgesamt 12 paarigen humanen Humeruskopf-Präparaten. Sieben Paare wurden für die statischen Untersuchungen und fünf Humeruspaare für die dynamischen Versuchsreihen eingesetzt (vgl. Tab. 1). Knochendichte (mg/ cm³) Nummer Geschlecht Alter (Jahren) linker OA rechter OA 1 m 71 8,9 9,0 2 w 73 5,4 7,7 3 w 63 10,9 14,5 4 w 88 22,3 13,3 5 m 81 23,2 27,8 6 m 78 23,8 22,6 7 w 89 7,0 14,7 8 m 57 8,9 8,4 9 w 74 12,7 19,7 10 w 84 4,2 16,0 11 w 89 7,1 14,6 12 m 76 16,4 16,3 Tab. 1: Daten der Präparate der statischen und dynamischen Versuchsreihen. (Nummer 1-7 für den statischen Versuch; Nummer 8-12 für dynamischen Versuch) Die Knochenspender waren im Alter von Jahren (Mittelwert: 76,92 Jahre) verstorben. Fünf Präparate stammen von männlichen und sieben Präparate von weiblichen Verstorbenen. Von den isolierten Humeruspräparaten wurden die Weichteilstrukturen abpräpariert und die Knochen bei -20 tiefgefroren. Die biomechanischen Eigenschaften der Präparate 11
15 3. Material und Methode werden durch das Tiefgefrieren nicht verändert (Wenzl, 2002), so dass dieser Aspekt nicht gesondert unter anderem bei der Dichtemessung berücksichtigt werden muss Knochendichtemessung Es folgte die Messung der Knochendichte im Oberarmkopf durch quantitative Computertomographie (Philips Tomoscan SR 7000). Als Referenzpräparat wurde ein Messphantom der Firma Mindways (Mindways Software, Inc., Ca, USA) benutzt, das drei Kammern mit verschiedenen Konzentrationen von Kaliumhydrogenphosphat enthielt (s. Abb. 5). Abb. 5: Mindways CT Phantom. Messung der Knochendichte. Jeweils ein Humeruspaar wurde zusammen mit dem Messphantom gescannt. Als Messregion wurde eine kreisförmige Fläche im größten Querschnitt des Humeruskopfes ausgewählt, wobei ausschließlich im spongiösen Bereich gemessen wurde und darauf geachtet wurde, den kortikalen Bereich auszulassen, aber dabei die Messfläche maximal groß zu halten. Es wurden die Hounsfieldeinheiten der Messregion im Humerus sowie der Hydroxylapatitzylinder im Phantom bestimmt, woraus anschließend die Knochendichte der Präparate in mg Hydoxylapatit/cm³ errechnet wurde. 12
16 3. Material und Methode 3.2 Implantate Winkelstabile Implantate Als winkelstabile Implantate wurden anatomisch geformte proximale Humeruskopfsysteme (Tifix ) der Firma LITOS (Hamburg) eingesetzt. Die Tifix-Platten sind im Bereich des Oberarmkopfes mit drei Schraubenlöchern in dreieckiger Anordnung und im Bereich des Humerusschaftes in linearer Ausrichtung nach distal verlaufend mit vier Löchern versehen (s. Abb. 6a + b). Abb. 6a+b: links: Tifix-System für den Humerus mit multidirektional eingebrachten winkelstabilen Schrauben; rechts: Platten-Schrauben-Verbindung der nichtwinkelstabilen Montage. Die Platten entsprechen den klinischen Gegebenheiten und gewährleisten eine angeformte Fixation der Platte direkt am Oberarmknochen. Die verwendeten 4-Loch-Tifix-Platten bestehen aus Reintitan Grad 1. Die Platten haben eine Länge von 74 mm sowie eine Materialdicke von 3 mm. Die Montage erfolgte mit zum System gehörenden winkelstabilen Maxi-Spongiosa-Schrauben mit einem Außendurchmesser von 6,5 mm und einem Kerndurchmesser von 4,2 mm, welche entsprechend den Vorschriften des Herstellers mit maximaler manueller Kraft angezogen wurden. Der Schaft wurde mit zwei Kortikalisschrauben (5,5 mm Außendurchmesser, 4,2 mm Kerndurchmesser) befestigt. 13
17 3. Material und Methode Nicht winkelstabile Implantate Für die nicht-winkelstabile Montage wurden die gleichen Platten des Tifix-Systems verwendet. Die Stabilisierung erfolgte jedoch mit speziell hergestellten Schrauben ohne Gewinde am Kopf, die ansonsten aber mit den winkelstabilen Schrauben identisch waren. Die Schrauben des nicht-winkelstabilen Systems wurden mittels eines Drehmomentschraubendrehers in den Knochen eingebracht und die für eine feste Verbindung aufgebrachten Drehmomente notiert. Es wurden Werte zwischen 20 Ncm und 120 Ncm (Median 60 Ncm) erreicht. 3.3 Versuchsaufbau Implantatmontage Sowohl die winkelstabilen als auch die nicht-winkelstabilen Platten wurden an der lateralen Seite des proximalen Humerusknochens angebracht. Am Kopf wurden drei Schrauben (Spongiosaschrauben, s.o.) parallel zueinander und senkrecht zur Platte montiert. Die Länge der Schrauben wurde so gewählt, dass der Kontakt mit dem kortikalen Knochen der gegenüberliegenden Seite gerade vermieden wurde. Ein Zurechtbiegen der Platte war nicht erforderlich, so dass der Versuch standardisiert durchgeführt werden konnte. Im Bereich des Humerusschaftes wurden zwei Kortikalisschrauben (s.o.) zur Befestigung verwendet, die ebenfalls senkrecht zur Platte und parallel zueinander ausgerichtet waren. Nach der Montage des winkelstabilen und des nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben- Systems wurde mit einer Säge eine subkapitale Osteotomie durchgeführt, wobei ein Bruchspalt von 10 mm simuliert wurde (s. Abb. 7). 14
18 3. Material und Methode Abb. 7: Transversale subcapitale Osteotomie am humanen Humerusknochen. Anschließend erfolgte die Durchtrennung des Humerus 8 cm unterhalb der unteren Kante des Osteotomiespalts (im Bereich des mittleren Drittels des Humerusschaftes) (s. Abb. 8). Abb. 8: Komplette winkelstabile (oben) und nicht-winkelstabile (unten) Montage für die statischen und dynamischen Versuchsreihen. 15
19 3. Material und Methode Diese Versuchsvorbereitungen wurden bei den statischen und den dynamischen Testungen in gleicher Weise getroffen. Aus hygienischen Gründen und dem längeren Zeitaufwand der dynamischen Testungen wurden die Präparate für diese Versuche zusätzlich in durchsichtige Folien gewickelt (s. Abb. 13) Testaufbau für die statische Testung Für die statischen Testungen stand die Zwick Materialprüfmaschine 1455 (Zwick GmbH, Ulm) des Berufsgenossenschaftlichen Unfallkrankenhauses in Hamburg zur Verfügung (s. Abb. 9). Diese Maschine prüft bis zu 20 kn auf Zug und Druck bei wahlweise steigender, ruhender oder schwellender Beanspruchung. Der Lastrahmen besteht aus drei horizontalen Traversen und je zwei senkrechten Säulen und Kugelumlaufspindelantrieb. Die obere Traverse ist mit den Spindeln und den Säulen fest verbunden. Die untere und die mittlere Traverse sind in der Höhe verstellbar und können somit individuell auf die gegebenen Versuchbedingungen eingestellt werden. Dabei läuft die mittlere Traverse auf den Säulen durch die Spindeln. Die Maschine stoppt aus Sicherheitsgründen beim Erreichen eines voreingestellten Endpunktes, zum Beispiel bei einer bestimmten Einspannlänge oder einem Traversenweg, automatisch ab. Die Traversengeschwindigkeit ist variabel von 0,2 bis 500 mm pro Minute einstellbar. Die Aufzeichnung des gefahrenen Weges erfolgt über die zur Prüfmaschine gehörende Software eines angeschlossenen Computers. Die Messergebnisse werden automatisch über die Software in Form von Diagrammen dargestellt. Zur Durchführung der Versuchsreihen wurden folgende Voreinstellungen gewählt: 5 N Vorkraft (Kraft, bevor die Aufzeichnung der Messdaten beginnt) 10 mm/min Anstell-Geschwindigkeit und 5 mm/min Prüfgeschwindigkeit, mit der sich die Fahrtraverse bewegt. 16
20 3. Material und Methode Abb. 9: Materialprüfmaschine Zwick für die statische Versuchsreihe. Für die Befestigung des Humerusknochens war eine spezielle Vorrichtung in der Testmaschine nötig. Das distale Ende des Knochens wurde auf einer Kugel gelagert, der Oberarmkopf erhielt zur Lagerung eine halbmondförmige Kappe, die dem Durchmesser des Oberarmkopfes entsprach (s. Abb. 10). 17
21 3. Material und Methode Abb. 10: Verankerung des Humerusknochens in die Zwick-Materialprüfmaschine. Die Versuchspräparate wurden mit einem Vorschub von 5 mm/min ansteigende axiale Belastung belastet. Die Versuche wurden gestoppt, sobald Abweichungen der Druck-Weg- Kurven von der Linearität aufgezeichnet wurden Testaufbau für die dynamische Testung Bei der dynamischen Testung wurde wie bei der statischen Belastung die Platten- Schrauben-Konstruktion am distalen Ende durch eine Kugel und am proximalen Ende durch eine halbmondförmige Kappe in der Versuchsmaschine gelagert. Als Prüfmaschine für die dynamischen Tests wurde ein computergesteuertes pneumatisches Belastungssystem (modifiziertes PneuSys II, Sincotec, Clausthal-Zellerfeld) verwendet (s. Abb. 11). Der Einsatz dieses Prüfsystems ist für Kräfte bis 2500 N möglich. Die Prüffrequenzen sind vom Versuchsaufbau und den individuellen Einstellungen abhängig und können bis zu 100 Hz betragen. Über eine zum System dazugehörige Software werden kontinuierlich Kraft und Deformation registriert und am Monitor dargestellt (s. Abb. 12). 18
22 3. Material und Methode Es wurden folgende Versuchsparameter eingestellt: 1 N Vorbelastung (zur stabilen Verankerung des Knochens in der Maschine) 80 N maximale Belastung 5 Belastungsdurchgänge pro Sekunde (Frequenz) Nach 1 Million Durchgängen (Lastwechseln) wurde automatisch gestoppt. Bei der schwellenden Belastung wurden kontinuierlich Druck-Weg-Kurven aufgezeichnet und alle 2000 Durchgänge gespeichert. Bei einer winkelstabilen Montage wurde über circa 72 Stunden dynamisch belastet, bei den nicht-winkelstabilen Konstruktionen aufgrund von mechanischem Versagens individuell kürzer. Abb. 11: Gesamtaufbau des pneumatischen Belastungssystems (modifiziertes Sincotec PneuSys II) für die dynamische Belastung. 19
23 3. Material und Methode Abb. 12: Monitor des pneumatischen Belastungssystems. Aufzeichnung der Weg-Belastungs- Kurven. Abb. 13: Montage der Konstruktionen in der Testmaschine für die dynamischen Testungen. 20
24 3. Material und Methode 3.4 Versuchsprotokoll und Auswertung Statische Testung Im statischen Versuch unter axialer Belastung wurden mittels der speziellen Software kontinuierlich Kraft-Weg-Diagramme aufgezeichnet. Auf der Abszisse (x-achse) wurde der Weg in mm bzw. die Deformation unter der Belastung aufgetragen, während auf der Ordinate (y-achse) die Kraft (Belastung) in Newton (N) aufgezeichnet wurde. Es entstanden Belastungs-Deformationskurven (s. Abb. 14). Ausgewertet wurden die Steifigkeit und das Versagen. Die Steifigkeit ist definiert als die Steigung einer Kraft-Weg-Kurve im linearen Bereich unterhalb der Elastizitätsgrenze. Im linearen Bereich der Kraft-Weg-Kurve ist die Steifigkeit konstant. Belastung [N] Maximale Belastbarkeit Plastischer Bereich Elastizitätsgrenze delta F [N] Belastungsende delta X [mm] Elastischer Bereich Deformation [mm] Abb. 14: Typische Belastungs-Deformationskurve bei statischer Belastung. Bei Belastung kommt es zu einer Verformung der Platten-Schrauben-Verbindung am Knochen. Wenn bei Wegnahme der äußeren Kraft die Platten-Schrauben-Verbindung am Knochen wieder in ihre alte Form findet, so nennt man dies elastische Verformung. 21
25 3. Material und Methode Kommt es allerdings zu einer dauerhaften Verformung, so bezeichnet man dieses Phänomen als plastische Verformung. Hierbei wurde die Elastizitätsgrenze überschritten, die den Übergang von elastischer zur plastischen Verformung kennzeichnet. Bei weiterer kontinuierlicher Belastung kommt es schließlich zum Bruchpunkt, bei dem das Konstrukt der Belastung nicht mehr standhalten kann und bricht oder ausreißt. Entscheidend für die Auswertung der Experimente war der lineare Bereich der Kraft-Weg- Kurve, der die Steifigkeit charakterisiert sowie die Elastizitätsgrenze (Abweichung um 0,2 mm von der linearen Kurve) als Kriterium für das Versagen Dynamische Testung Bei der dynamischen Testung wurden mittels einer speziellen Software kontinuierlich Datenprotokolle (s. Abb. 15) geschrieben und der zurückgelegte Weg (in mm), die auf den Knochen einwirkende Kraft (in Newton) und der Belastungsverlauf aufgezeichnet. Bei Lockerung oder Zusammenbruch der Konstruktionen wurden die Versuche vorzeitig abgebrochen, ansonsten wurden 1 Million Lastwechsel gefahren. Ausgewertet wurden die erreichte Zahl der Lastwechsel und die maximale Deformation (Weg der Testmaschine) vor dem Ende des Versuchs. Nach Entnahme der Versuchsproben aus der Testmaschine wurde das Ausmaß der Verformungen in den Schraubenlöchern des Knochens qualitativ erfasst. 22
26 3. Material und Methode Abb. 15: Original-Protokoll des Versuches Nr. 2 unter dynamischer Belastung Statistische Analyse Für den Vergleich der winkelstabilen und nicht-winkelstabilen Kollektive wurde bei allen Versuchsreihen der Wilcoxon Test für verbundene Stichproben durchgeführt. Ebenfalls betrachtet wurde die Korrelation zwischen mechanischen Parametern und der Knochendichte. Dafür wurde der Rangkorrelationskoeffizient nach Spearman herangezogen. Beide Tests wurden mit dem Statistik Programm SAS (SAS Institute, Carie, USA) durchgeführt. 23
27 4. Ergebnisse 4 Ergebnisse 4.1 Statische Testungen Steifigkeit Die Kraft-Weg-Kurven (bzw. Belastungs-Deformationskurven) der winkelstabilen und nicht-winkelstabilen Montagen zeigten im unteren Lastbereich unter langsam ansteigender statischer axialer Belastung eine lineare elastische Deformation (s. Abb. 16). Abb. 16: Versuch Nummer 2 als Beispiel für original registrierte Belastungs-Deformationskurven. Vergleich von winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Konstruktion unter axialer Belastung. 24
28 4. Ergebnisse Winkelstabil Nicht-winkelstabil Versuch Knochendichte (mg/cm³) Steifigkeit (N/mm) Knochendichte (mg/cm³) Steifigkeit (N/mm) 1 8,9 94,0 9,0 66,0 2 5,4 77,0 7,7 24,0 3 22,3 80,0 13,3 39,0 4 14,5 91,0 10,9 47,0 5 27,8 81,0 23,2 80,0 6 22,6 77,0 23,8 32,0 7 14,7 70,0 7,0 46,0 Median 14,7 80,0 10,9 46,0 Mittelwert 16,6 81,4 13,6 47,7 Maximum 27,8 94,0 23,8 80,0 Minimum 5,4 70,0 7,0 24,0 Standardabweichung 8,0 8,4 7,1 19,4 Quartil 1 11,7 77,0 8,4 35,5 Quartil 3 22,5 86,0 18,3 56,5 Tab. 2: Ergebnisse der statischen Versuchreihe unter steigender axialer Belastung. Erreichte Steifigkeit in N/mm bei winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Montage (Wilcoxontest p=0,009). Die winkelstabile Platten-Schrauben-Verbindung zeigte unter axialer Belastung eine mediane Steifigkeit von 80 N/mm. Die nicht-winkelstabile Konstruktion zeigte im Vergleich dazu eine mediane Steifigkeit von 46 N/mm. Dies bedeutet eine 74 % höhere Steifigkeit (s. Abb. 17) für die winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindungen gegenüber der nicht-winkelstabilen Verbindung (p=0,009) (vgl. Tab. 2). 25
29 4. Ergebnisse Winkelstabil Nicht-winkelstabil 100 Steifigkeit (N/mm) Versuch Abb. 17: Steifigkeit der Versuche unter statischer axialer Belastung Versagen Unter zunehmender Belastung zeigte sich eine Abflachung der Kurven, entsprechend einer plastischen Verformung. Der Übergang vom elastischen zum plastischen Verhalten wurde als Versagenskriterium gewählt (Elastizitätsgrenze). Bei der Bestimmung der Elastizitätsgrenze ergaben sich ähnliche Unterschiede zwischen dem nichtwinkelstabilen und dem winkelstabilen Kollektiv wie bei der Steifigkeit. Die winkelstabile Plattenverbindung zeigte eine 64 % höhere Elastizitätsgrenze (92 N vs. 56 N) (s. Abb. 18) gegenüber der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung (vgl. Tab. 3). 26
30 4. Ergebnisse Winkelstabil Nicht-winkelstabil Versuch Knochendichte (mg/cm³) Elastizitätsgrenze (N) Knochendichte (mg/cm³) Elastizitätsgrenze (N) 1 8,9 175,0 9,0 82,0 2 5,4 83,0 7,7 36,0 3 22,3 92,0 13,3 75,0 4 14,5 90,0 10,9 56,0 5 27,8 88,0 23,2 72,0 6 22,6 102,0 23,8 36,0 7 14,7 95,0 7,0 37,0 Median 14,7 92,0 10,9 56,0 Mittelwert 16,6 103,6 13,6 56,3 Maximum 27,8 175,0 23,8 82,0 Minimum 5,4 83,0 7,0 36,0 Standardabweichung 8,0 32,0 7,1 20,2 Quartil 1 11,7 77,0 8,4 36,5 Quartil 3 22,5 98,5 18,3 73,5 Tab. 3: Ergebnisse der Elastizitätsgrenze (N) bei winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Konstruktion unter statischer axialer Belastung (Wilcoxon-Test p=0,016) Winkelstabil Nicht-winkelstabil Versagen (N) Versuch Abb. 18: Versagen ( Elastizitätsgrenze) der Versuche unter statischer axialer Belastung. 27
31 4. Ergebnisse Versagen (N) Nicht-winkelstabile Platten-Schrauben- Konstruktion Winkelstabile Platten- Schrauben- Konstruktion Abb. 19: Mediane Elastizitätsgrenze bei nicht-winkelstabiler und winkelstabiler Schraubenkonstruktion. Es ergab sich ein Medianwert von 92 N (Minimum 83 N, Maximum 175 N) bei der winkelstabilen Konstruktion gegenüber der nicht-winkelstabilen Konstruktion mit einem Medianwert von 56 N (Minimum 36 N, Maximum 82N) (s. Abb. 19). Der Wilcoxontest zeigte für die gemessenen Unterschiede eine statische Signifikanz (p=0,009) (s. Tab.3) Versagensmechanismus Nach der Entnahme der Versuchsproben aus der Testmaschine wurde ein Unterschied der gegeneinander getesteten Konstruktionen (winkelstabil vs. nicht-winkelstabil) festgestellt. Während die winkelstabilen Implantate stabil in den Platten-Schrauben-Verbindungen verharrten und nur vereinzelt sich als Ganzes geringfügig in ihren Schraubenlöchern bewegten, hatten sich die nicht-winkelstabilen Implantate zwischen Platte und Schrauben so weit gelockert, dass sie teilweise schon bei der Entnahme aus der Versuchmaschine auseinander fielen bzw. die Schrauben leicht aus dem Knochen und der Konstruktion gezogen werden konnten (s. Abb ). 28
32 4. Ergebnisse Abb. 20: Bei der nicht-winkelstabilen Konstruktion war eine Lockerung der Konstruktion sichtbar. Unter manueller Krafteinwirkung (Druck und Zug) zeigte sich eine deutliche Instabilität der Konstruktion. 29
33 4. Ergebnisse Abb. 21: Bei der winkelstabilen Platten-Schrauben-Konstruktion zeigte sich keine Lockerung der Schrauben. Unter maximaler manueller Krafteinwirkung (Druck und Zug) zeigte sich keine Bewegung in der Konstruktion. Unter axialer Belastung in der statischen Testmaschine konnte bei der nicht-winkelstabilen Verbindung beobachtet werden, dass die Platte unter den kranialen Schrauben in den Knochen gedrückt wurde. Der Humeruskopf kippte in einer Art klinischer Varusdislokation ab. Bei der winkelstabilen Montage kippte die Konstruktion am Humeruskopf unter Biegung der Platte ab und die Verbindung zwischen Implantat, Knochen und Schrauben blieb unverändert starr (s. Abb.22-24). 30
34 4. Ergebnisse Abb. 22: Statische Belastung nicht-winkelstabiler Platten-Schrauben-Konstruktion. Abb. 23: Statische Belastung winkelstabiler Platten-Schrauben-Konstruktion. 31
35 4. Ergebnisse Abb. 24: Versagen unter axialer Belastung bei einer nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben- Verbindung Einfluss der Knochendichte Für die Knochenmineraldichte wurden Werte zwischen 5,4 mg/cm³ und 27,8 mg/cm³ (s. Tab. 1) gemessen. Die Unterschiede bei der gemessenen Knochendichte haben keinen systematischen Einfluss auf die Ergebnisse der untersuchten Proben. Dies kann zum Beispiel durch den Vergleich der Versuche Nr. 2 und Nr. 6 gezeigt werden. Die Proben des Versuches Nr. 6 zeigten bei hoher gemessenen Knochendichte (23,8; 22,6) eine 102 N/ 36 N= 2,8-fach höhere Stabilität verglichen mit den Proben des Versuches Nr. 2 mit geringer Knochenmineraldichte (5,4; 7,7), die eine 83 N/ 36 N= 2,3-fach höhere Stabilität aufwiesen. Die gemessene Knochendichte der Präparate zeigte keinen Einfluss auf die Versagensergebnisse bei winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Plattenkonstruktion. Der nicht-parametrischen Spearman Korrelationskoeffizient r s zwischen Dichte und Versagen wurde im winkelstabilen Kollektiv mit r s =0,00 (p=1,0), im nicht-winkelstabilen Kollektiv mit r s =0,04 (p=0,94) (s. Abb. 25) sowie zwischen Knochendichte und Steifigkeit im 32
36 4. Ergebnisse winkelstabilen Kollektiv mit r s =0,02 (p=0,97), im nicht-winkelstabilen Kollektiv mit r s =0,18 (p=0,70) bestimmt (s. Abb. 26). Versagen (N) Knochendichte (mg/cm³) nicht winkelstabil winkelstabil Abb. 25: Relation zwischen Knochendichte und Versagen. Steifigkeit (N/mm) Knochendichte (mg/cm³) nicht winkelstabil winkelstabil Abb. 26: Relation zwischen Knochendichte und Steifigkeit. 33
37 4. Ergebnisse 4.2 Dynamische Testungen Dauerfestigkeit / Lastwechsel Bei den dynamischen Versuchen wurden deutlich höhere Werte (erreichte Lastwechsel) für die winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindungen erreicht (s. Tab. 4). Winkelstabil Nicht-winkelstabil Versuch Knochendichte (mg/cm³) Erreichte Lastwechsel Knochendichte (mg/cm³) Erreichte Lastwechsel 1 8,4 > , ,7 > , ,2 > , ,6 > , ,4 > , Median 14, , Mittelwert 12, , Maximum 19, , Minimum 4, , Standardabweichung 6,3 0 4, Quartil 1 8, , Quartil 3 16, , Tab. 4: Erreichte Lastwechsel unter dynamischer Belastung bei der winkelstabilen und nichtwinkelstabilen Platten-Schrauben-Konstruktion. Bei der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung ergab sich unter dynamischer Belastung ein Medianwert von erreichten Lastwechseln (Minimum , Maximum ). Die winkelstabile Osteosynthese erreichte dagegen durchgängig 1 Million Lastwechsel, wobei der Versuch beim Erreichen dieses Ergebnisses abgebrochen wurde. Bei der winkelstabilen Montage kam es zu keiner Lockerung der Konstruktionen, während es bei der nicht-winkelstabilen Montage frühzeitig zu Lockerungen der Schrauben kam, so dass alle diese Versuchsreihen aufgrund des mechanischen Versagens vorzeitig abgebrochen werden mussten. Die winkelstabilen Konstruktionen wiesen eine wesentlich höhere Dauerfestigkeit als die nicht-winkelstabilen Konstruktionen auf. 34
38 4. Ergebnisse Nicht-winkelstabil Winkelstabil Lastwechsel Versuch Abb. 27: Erreichte Lastwechsel der winkelstabilen gegenüber der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung unter dynamischer Belastung. Die Platten-Schrauben-Verbindung mit winkelstabiler Montage zeigte bei den dynamischen Belastungsversuchen eine mindestens 2,4-fach höhere Stabilität, als die nicht-winkelstabile Konstruktion. Dieses Ergebnis zeigt deutlich die wesentlich höhere Belastbarkeit der winkelstabilen Montagen (s. Abb. 27). Abb. 28: Verlaufskurven der nicht-winkelstabilen (links) und winkelstabilen Platten- Schrauben-Verbindung (rechts) unter dynamischer Belastung (Versuch Nr. 2). Bei der nicht-winkelstabilen Konstruktion zeigte sich schon früh im Verlauf ein Absinken der Kurve bei zunehmender Lastwechselzahl. Dargestellt sind die Kurven für die ersten Zyklen. 35
39 4. Ergebnisse Plastische Deformation Die maximalen Deformationen (Weg der Testmaschine vor dem Ende des Versuchs) wurden mit dem paarigen Wilcoxon-Test verglichen und es ergab sich eine statistische Signifikanz (p=0,024). Winkelstabil Nicht-winkelstabil Versuch Knochendichte (mg/cm³) Deformation (mm) Knochendichte (mg/cm³) Deformation (mm) 1 8,9 0,3 8,4 1,0 2 12,7 0,3 19,7 1,0 3 16,0 0,1 4,2 1,2 4 7,1 0,3 14,6 1,0 5 16,3 0,2 16,4 2,0 Median 12,7 0,3 14,6 1,0 Mittelwert 12,2 0,24 12,7 1,24 Maximum 16,3 0,3 19,7 2,0 Minimum 7,1 0,1 4,2 1,0 Mittelwert 12,2 0,24 12,7 1,24 Standardabweichung 4,1 0,09 6,3 0,43 Quartil 1 10,9 0,2 8,4 1,0 Quartil 3 13,6 0,3 16,4 1,2 Tab. 5: Ergebnisse der gemessenen Deformation in mm nach dynamischer Belastung (p=0,024). Es zeigte sich, dass es bei der nicht-winkelstabilen Konstruktion zu wesentlich höheren Deformationen kam (s. Abb. 28, 29), als bei der winkelstabilen Konstruktion (Median 0,3mm bei winkelstabiler Montage vs. 1,0mm bei nicht-winkelstabiler Konstruktion) (s. Tab. 5). 36
40 4. Ergebnisse 2,5 Nicht-winkelstabil Winkelstabil Deformation (mm) 2,0 1,5 1,0 0,5 0, Versuch Abb. 29: Maximale Deformation (Weg der Testmaschine vor dem Ende des Versuchs) bei winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Montage unter dynamischer Belastung Versagensmechanismus Nachdem die Knochen aus der Versuchmaschine entfernt wurden und so die Vorlast von 10 N aufgehoben wurde, fiel die Konstruktion aller nicht-winkelstabilen Implantate auseinander. Die Platten-Schrauben-Konstruktion am Knochen zeigte keinerlei Stabilität mehr. Es zeigte sich schon makroskopisch eine Lockerung der Schrauben. Die Schrauben waren wie bei der statischen Belastung, nur hier in wesentlich größerer Ausprägung, teilweise so weit gelockert, dass sie ohne Kraft aus dem Knochen herausgenommen werden konnten. Bei den winkelstabilen Konstruktionen war die Montage nach 1 Million Lastwechseln und nach Entnahme aus der Testmaschine stabil. Nach dem Entfernen der Implantate zeigten die Schraubenlöcher der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung eine ovale Deformation. Die Schrauben hatten sich durch die Spongiosa gearbeitet und den Knochen unterhalb der Schraube zusammengedrückt (s. Abb. 30). 37
41 4. Ergebnisse Abb. 30: Darstellung der Schraubenlöcher nach dynamischer Belastung bei nichtwinkelstabiler (links) und winkelstabiler Platten-Schrauben-Verbindung (rechts). Bei der winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung konnte nach Entfernen des Osteosynthesematerials keine offensichtlichen Deformierungen im Knochen beobachtet werden. Die Schrauben behielten auch nach dem Belastungszyklus von 1 Million Lastwechseln ihre stabile Verankerung im Knochen bei und ließen lediglich Minimalbewegungen zu. Bei der seitlichen Betrachtung der Platten-Schrauben-Konstruktionen nach Belastung konnte zwischen winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Osteosynthese ein Unterschied festgestellt werden. Bei der winkelstabilen Montage zeigte sich nach der dynamischen Belastung eine Verformung im Sinne einer minimalen Abflachung der Platte (s. Abb. 31a). Die Schrauben verharrten hier fest in ihrer Position. Bei der nicht-winkelstabilen Montage dagegen kam es nicht zu Verformungen der Osteosyntheseplatte. Allerdings waren hier, wie schon erwähnt, die Schrauben gelockert und bewegten sich in ihren Schraubenlöchern (s. Abb. 31b). 38
42 4. Ergebnisse Abb. 31a: Winkelstabile Montage nach dynamischer Belastung. Abb. 31b: Nicht-winkelstabile Montage nach dynamischer Belastung Einfluss der Knochendichte Wie bei den statischen Versuchen (vgl. Kapitel 4.1.4) zeigte sich kein Zusammenhang zwischen der Knochendichte und dem Versagen (s. Abb. 32). Der nicht-parametrische Spearman Korrelationskoeffizient r s zwischen Dichte und Versagen wurde im nichtwinkelstabilen Kollektiv mit r s =0,1 (p=0,87) bestimmt. Da bei dem winkelstabilen Kollektiv in allen Fällen die Zyklen bei 1 Mio Lastwechsel abgebrochen wurden, war es hier nicht sinnvoll, den Spearman Korrelationskoeffizient zu bestimmen. Der nichtparametrischen Spearman Korrelationskoeffizient r s zwischen Dichte und Deformation wurde im nicht-winkelstabilen Kollektiv mit r s =-0,11 (p=0,86) und im winkelstabilen Kollektiv mit r s =-0,78 (p=0,12) bestimmt (s. Abb. 33). Der Wert von -0,78 entspricht einer Tendenz im Sinn einer geringeren Deformation bei festerem Knochen. 39
43 4. Ergebnisse Erreichte Lastwechsel Knochendichte (mg/cm³) nicht winkelstabil winkelstabil Abb. 32: Relation zwischen Knochendichte und erreichten Lastwechseln. 2,5 Deformation (mm) 2,0 1,5 1,0 0,5 0, Knochendichte (mg/cm³) nicht winkelstabil winkelstabil Abb. 33: Relation zwischen Knochendichte und Deformation. 40
44 5. Diskussion 5 Diskussion Forderungen, die an ein optimales Implantat gestellt werden, sind vor allem die optimal mögliche anatomische Reposition und eine übungsstabile Frakturstabilisierung. Neben dem Risiko einer avaskulären Kopfnekrose ist das Hauptproblem bei der Bruchstabilisierung des proximalen Humerus die Verankerung und Stabilisierung der Schrauben in der osteoporotischen Knochensubstanz von älteren Patienten (Lill, 2003). Die typische Komplikation ist eine sekundäre Varus-Dislokation des Oberarmkopfes mit Implantatlockerung (Hessmann u Rommens, 2001). Lill et al, 2003 untersuchten in einer In-vitro-Studie verschiedene winkelstabile und nichtwinkelstabile Implantate unter axialer und dynamischer Varus-Belastung. Verglichen wurden die Humerus-T-Platte (HTP), die Cross-Screw-Osteosynthese (CSO), der proximale Humerusnagel (UHN) mit Spiralklinge, der Synclaw Proximal Humerus Nail (Synclaw PHN) und eine winkelstabile Humerusplatte (LPHP). Es stellte sich heraus, dass sehr starre Implantate (HTP, UHN) bei statischen Tests unter axialer Belastung die Stabilsten waren, sie jedoch unter dynamischer Belastung eine Lockerung der Schrauben zeigten. Die relativ kleine, anatomisch geformte winkelstabile Humerusplatte (LPHP) stellte die beste Methode für die Verankerung der Schrauben im osteoporotischen Knochenmaterial dar. Als vielversprechend wurde auch eine Kombination einer winkelstabilen Verriegelungsschrauben-Implantat-Verbindung mit einem antegraden Marknagelsystem bewertet (Mathews u Lobenhoffer, 2004). Es kann somit aus der Literatur gefolgert werden, dass winkelstabile Implantate bei Frakturen im Bereich des Humeruskopfes biomechanisch vorteilhaft sind. Diese bisherigen Studien vergleichen jedoch nicht, wie es in dieser Arbeit erfolgte, winkelstabile und nichtwinkelstabile Implantate gleicher Form und Größe miteinander. Seide et al. (1999) verglichen an Kunststoffprobekörpern mit unterschiedlichen Materialdichten winkelstabile 41
45 5. Diskussion und nicht-winkelstabile Platten mit ansonsten identischen Eigenschaften. U.a. ergab sich bei einer Simulation eines gelenknahen spongiösen Knochens durch ein Schaumstoffpräparat (Polyurethanschaumstück) für die winkelstabile Konstruktion eine 5- fach-höhere Festigkeit. Dabei zeigten sich prinzipiell unterschiedliche Versagensmuster. Die winkelstabile Osteosynthese zeigte ein Versagen durch paralleles Herausbrechen der gesamten Platten-Schrauben-Konstruktion, während die nicht winkelstabile durch ein Herauswandern einzelner Schrauben und ein Einbrechen der Platte in den Knochen versagte. Die vorliegende Arbeit bestätigte diese an Modellen gewonnenen Erkenntnisse am humanen Präparat. In der vorliegenden Studie konnte gezeigt werden, dass bei allen Versuchen in der winkelstabilen Gruppe gegenüber der nicht-winkelstabilen Gruppe eine höhere Stabilität erreicht werden konnte. Durchgängig erzielte die favorisierte Gruppe der winkelstabilen Implantate höhere Messergebnisse. Unter statischer Belastung ergab sich für die winkelstabile Platten-Schrauben-Konstruktion eine 74 % erhöhte Steifigkeit und eine 64 % erhöhte Festigkeit im Vergleich zur nicht-winkelstabilen Gruppe. Unter dynamischer Belastung versagte die Osteosynthese der nicht-winkelstabilen Gruppe unabhängig von der Knochenqualität, bei im Median Lastwechseln, während die winkelstabile Osteosynthese unabhängig von der Knochenqualität durchgängig über 1 Million Lastwechsel standhielt. D. h. die Anwendung der winkelstabilen Osteosynthese ist nicht nur bei osteoporotischem Knochen, sondern auch bei guter Knochenqualität zu empfehlen. Die Studie unter dynamischer Belastung zeigte ein typisches Versagensmuster in der nichtwinkelstabilen Gruppe, eine in Lastrichtung ausgerichtete kontinuierlich zunehmende Längsdeformierung der Schraubenlöcher. Wiederholte axiale Belastung führte durch sukzessive Kompression der Spongiosa unterhalb der Schrauben zu einer plastischen Deformierung des Knochens. In der winkelstabilen Gruppe war dieser Effekt lediglich minimal ausgeprägt und die Schrauben verblieben nach der Belastung von über 1 Million Lastwechseln in einer festen Verbindung mit dem Knochen, d.h. die Funktion der Schrauben-Knochen-Verbindung war unverändert gegeben. Bei Betrachtung der statisch belasteten Konstruktionen zeigte sich als Versagensmechanismus ein Lockern der Schrauben sowie eine Impression des Knochens in der nicht winkelstabilen Gruppe, während sich eine (leichte) Deformierung der Platten 42
46 5. Diskussion in der winkelstabilen Gruppe ergab. Diese Deformierung könnte für ein noch nicht optimales Verhältnis zwischen der Dimensionierung der Platte und der Knochen- Schrauben-Verankerung sprechen. Bei einer dicker ausgelegten Platte könnte der Vorteil der Winkelstabilität somit größer als in den Versuchen bestimmt sein. Die Ergebnisse sind mit den unterschiedlichen Funktionsprinzipien (Seide et al 1999, Seebeck et al. 1999) winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Systeme zu erklären. Bei der nicht-winkelstabilen Konstruktion wird die Platte durch axiale Vorspannung der Schrauben an den Knochen gepresst. Es erfolgt hier eine auf kleine Flächen konzentrierte Lastübertragung quer auf die Schraube und zwischen Platte und Knochen. Zusätzlich wirken Ausziehkräfte auf die Schrauben. Entsprechend wird als Versagensmechanismus die Impression des Knochens unter der Platte und das Herauswandern der Schrauben bei den statischen Versuchen und die Längsausweitung des plattennahen Schraubenloches unter dynamischer Belastung beobachtet. Bei der winkelstabilen Platten-Schrauben- Verbindung wird dies nicht beobachtet, da es im Sinne eines einseitig eingespannten Balkens zu einer gleichmäßigen verteilten Lastübertragung vom Knochen auf die Schraube und über die winkelstabile Verbindung auf den Längsträger, d.h. die Platte, kommt (vgl. Abb. 34). Ein Anpressen der Platte an den Knochen ist prinzipiell nicht erforderlich (Seide et al. 1999), kann jedoch theoretisch die Gesamtstabilität durch die Abstützung zusätzlich erhöhen und z.b. ggf. das beobachtete Verbiegen der Platte verhindern. Winkelstabil Nicht-winkelstabil Last a a Last Fixiertes Platten- Schrauben Interface a Rotierendes Platten- Schrauben- Interface b c a 43
47 5. Diskussion Abb. 34: Prinzip winkelstabiler und nicht-winkelstabiler Lastübertragung. Die Pfeile stellen die Belastung des Knochens über die Kontaktflächen mit der Schraube (a), der Platte (b) und in den Gewindegängen der Schrauben (c) dar. Die höchste mineralische Knochendichte besteht im medialen und dorsalen Bereich des Humeruskopfes, wohingegen im zentralen Bereich, im Bereich der Tubercula und Collum chirurgicum die niedrigsten Dichtewerte gemessen wurden (Hepp et al., 2003). Implantate, die im medialen und dorsalen Bereich des Humeruskopfes verankert werden, gewährleisteten somit theoretisch eine optimale Fixation. Winkelstabile Implantate können eine solche Lastübertragung im plattenfernen Knochen aufgrund ihrer festen Rahmenstruktur gewährleisten. Die Messergebnisse zeigten Limitierungen der Studie. Bei den untersuchten Präparaten ergab sich bei der Verteilung der Knochendichte ein Problem. Wie erwartet, fand sich eine interindividuelle Streuung. Es ergab sich jedoch auch eine intraindividuelle Varianz mit Unterschieden zwischen dem rechten und linken Oberarm. Trotz durchgeführter Randomisierung war der Mittelwert der gemessenen Knochendichten im winkelstabilen Kollektiv relevant höher als im nichtwinkelstabilen. Das heißt, es ist trotz des Versuchsdesigns als paarige Studie ein vorhandener systematischer Fehler in den Vergleichen aufgrund der Streuung der Knochendichtewerte zu berücksichtigen. In den Versuchen wurde als Frakturmodell eine Osteotomie vorgenommen, wodurch eine komplexe Fraktur aus der Klinik auf die wesentlichen biomechanischen Gesichtspunkte reduziert wurde. Der gewählte Frakturtyp, bei dem der Frakturspalt etwa auf Höhe des Collum chirurgicum (annähernd Neer III) verlief, stellte sich als optimal für die vorgenommenen Vergleiche heraus. Höher klassifizierte Neer-Frakturen mit multiplen Fragmenten, die stabile Implantate insbesondere erfordern, wären schwierig in standardisierter Form herzustellen gewesen, so dass das vereinfachte Modell gewählt wurde. Allerdings kann angenommen werden, dass auch bei höhergradigen Frakturtypen eine ähnliche Stabilisierungszunahme erreicht werden würde. Auf der anderen Seite wurde durch das Heraussägen der Knochenscheibe von. 10 mm Dicke eine Fraktur nachgeahmt, die bei Belastung kein Abstützen der Fragmente erlaubt und somit im Vergleich zur in der Klinik auftretenden Belastung die Beanspruchung der Osteosynthese eher überschätzt. 44
48 5. Diskussion Es wird geschlossen, dass durch die Anwendung der Winkelstabilität Steifigkeit und Festigkeit bei Plattenosteosynthesen am proximalen Oberarm erhöht werden können. Die Untersuchungen untermauern die klinische Erfahrung, dass hierdurch, insbesondere auch in schwierigen Fällen, eine frühe Übungsstabilität und somit ein besseres schmerzfreies Bewegungsausmaß und weniger bleibende Behinderung erreicht werden können. Auch ist bekannt, dass durch eine hohe Stabilität der Osteosynthese am Humeruskopf eine Revaskularisierung erfolgen kann (Wijgman et. Al., 2002) und so durch den Einsatz winkelstabiler Implantate die Häufigkeit der Notwendigkeit einer Endoprothese wahrscheinlich verringert werden kann. 45
49 6. Zusammenfassung 6 Zusammenfassung Die proximale Humerusfraktur ist aus der Klinik und verschiedenen Untersuchungen als Problemfraktur mit häufigen Komplikationen und Langzeitschädigungen bekannt. In dieser Arbeit sollte das biomechanische Verhalten von winkelstabiler und nichtwinkelstabiler Plattenosteosynthese am proximalen Humerus unter statischer und dynamischer Belastung untersucht werden. Insgesamt wurden 12 paarige Humeruspräparate verwendet, wobei nach Randomisierung (rechts, links) sieben Paare statisch und fünf Humeruspaare dynamisch axial belastet wurden. Aufgezeichnet und ausgewertet wurden Kraft-Weg-Diagramme sowie bei dynamischer Belastung die maximal erreichte Lastwechselzahl. Bei den Versuchsreihen mit statischer Belastung ergab sich eine 74 % höhere Steifigkeit bei den winkelstabilen (Median 80 N/mm, Minimum 70 N/mm, Maximum 94 N/mm) Platten-Schrauben-Verbindungen gegenüber der nicht-winkelstabilen Gruppe (Median: 46 N/mm, Minimum 24 N/mm, Maximum 80 N/mm). Als Versagenskriterium wurde die Elastizitätsgrenze ausgewertet. Bei der winkelstabilen Montage (Median 92 N, Minimum 83 N, Maximum 175 N) ergab sich eine 64 % höhere Elastizitätsgrenze im Vergleich zur nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung (Median 56 N, Minimum 36 N, Maximum 82 N). Unter dynamischer axialer Belastung (80 N) erreichte die winkelstabile Osteosynthese durchgängig 1 Million Lastwechsel (Begrenzung des Versuchs) ohne Lockerung der Schrauben. Bei der nicht-winkelstabilen Platten-Schrauben-Verbindung ergaben sich im Median erreichte Lastwechsel (Minimum , Maximum ) mit einer Auslockerung der Schrauben aus dem Knochen. Unabhängig von der Knochenqualität wurde in allen Versuchen bei der winkelstabilen Gruppe gegenüber der nicht-winkelstabilen Konstruktion mit statistischer Signifikanz höhere Werte für die Stabilität erzielt (Wilcoxon-Test, p<0,05). 46
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