tierärztliche hochschule hannover · 2019. 1. 10. · lcp locking compression plate liss less...
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Tierärztliche Hochschule Hannover
Beeinflussung der Knochenheilung
durch Implantate mit variabler Steifigkeit auf Basis einer
Formgedächtnislegierung am Kaninchenmodell
INAUGURAL-DISSERTATION
zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin
- Doctor medicinae veterinariae -
(Dr. med. vet.)
vorgelegt von
Karen Meier (geb. Klix)
Biberach an der Riß
Hannover 2016
Wissenschaftliche Betreuung: 1. Univ.- Prof. Dr. med. vet. Michael Fehr
Fachtierarzt für Kleintiere
Klinik für Kleintiere, Heimtiere, Reptilien, Zier-
und Wildvögel Stiftung Tierärztliche Hochschule
Hannover
2. Prof. Dr. med. Christian Krettek
Facharzt für Chirurgie, Orthopädie und
Unfallchirurgie
Unfallchirurgische Klinik/Medizinische
Hochschule Hannover
1. Gutachter: Univ.- Prof. Dr. med. vet. Michael Fehr
Fachtierarzt für Kleintiere
Klinik für Kleintiere, Heimtiere, Reptilien, Zier-
und Wildvögel
Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover
2. Gutachterin: PD Dr. Anke Schnapper
Privatdozentin für Anatomie, Histologie
und Embryologie
Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover
Tag der mündlichen Prüfung: 19.04.2016
Diese Arbeit entstand im Rahmen des Sonderforschungsbereiches 599 Teilprojekt D10 �
Implantate mit variabler Steifigkeit. Die Deutsche Forschungsgesellschaft unterstützt die
Entwicklung zukunftsfähiger bioresorbierbarer und permanenter Implantate aus metallischen
und keramischen Werkstoffen.
Meiner Familie
Im Rahmen dieser Arbeit entstanden folgende Veröffentlichungen und Vorträge.
KLIX, K., R. PFEIFER, G. OLENDER, C. KRETTEK, T. GÖSLING u. C. W. MÜLLER
(2011):
Application feasibility of contact-free electromagnetic plate osteosynthesis.
Biomaterialien-DE GRUYTER 12(1-4), 154
MÜLLER, C.W., R. PFEIFER, K. KLIX., C. HURSCHLER, T. GÖSLING u. C. KRETTEK
(2013):
Entwicklung und präklinische Anwendung einer transkutan steifigkeitsvariierbaren Nickel-
Titanium-Osteosyntheseplatte. Deutscher Kongress für Orthopädie und Unfallchirurgie
(DKOU 2013) Berlin, 22.-25.10.2013.
Verlag German Medical Science GMS Publishing House, Düsseldorf
MÜLLER, C. W., T. EL KASHEF, R. PFEIFER, S. DECKER, C. NEUNABER, K. MEIER,
M. FEHR, V. WESLING, T. GÖSLING, C. HURSCHLER u. C. KRETTEK (2014):
Transcutaneous electromagnetic induction heating of an intramedullary nickel�titanium shape
memory implant.
Int. Orthop. 38, 2551-2557
MÜLLER, C. W., R. PFEIFER, K. MEIER, S. DECKER, J. REIFENRATH, T. GÖSLING,
V. WESLING, C. KRETTEK, C. HURSCHLER u. M. KRÄMER (2015):
A Novel Shape Memory Plate Osteosynthesis for Noninvasive Modulation of Fixation Stiff-
ness in a Rabbit Tibia Osteotomy Model.
BioMed Int., doi:10.1155/2015/652940
�
VI
Inhaltsverzeichnis
Inhaltsverzeichnis ................................................................................................................... VI
Abbildungsverzeichnis ........................................................................................................ VIII
Tabellenverzeichnis ................................................................................................................. X
Abkürzungsverzeichnis .......................................................................................................... XI
Einleitung .................................................................................................................................. 1
1. Literaturübersicht ............................................................................................................. 3
1.1 Bau, Funktion und Regulation des Knochens ............................................................. 3
1.2 Primäre und sekundäre Frakturheilung/Kallusentwicklung ...................................... 12
1.3 Implantate für die Frakturversorgung mittels Plattenosteosynthese.......................... 23
1.4 Implantatzusammensetzung ....................................................................................... 25
1.5 Formgedächtnislegierungen ....................................................................................... 30
1.6 Anwendungsgebiet der elektromagnetischen Induktionserwärmung ........................ 33
1.7 Fragestellung und Zielsetzung der Arbeit ................................................................. 35
2. Material und Methoden .................................................................................................. 38
2.1 Versuchstiere und Tierhaltung................................................................................... 38
2.2 Versuchsgruppen und Versuchsdurchführung ........................................................... 39
2.2.1 Versuchsgruppen ................................................................................................ 39
2.3 Operation ................................................................................................................... 40
2.3.1 Operationsvorbereitung und Anästhesie ............................................................ 40
2.3.2 Operatives Vorgehen .......................................................................................... 42
2.3.3 Postoperative Versorgung .................................................................................. 45
2.4 Entwicklung eines Induktionsprotokolls zur Auslösung des EWE ........................... 46
2.5 Durchführung der Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung ........................................... 47
2.6 Röntgenuntersuchung ................................................................................................ 50
2.7 µ-CT 80 ..................................................................................................................... 51
2.8 Histologie................................................................................................................... 54
VII
2.9 Material für die Durchführung des Tierversuches ..................................................... 58
2.10 Versuchsabschluss ..................................................................................................... 61
2.11 Statistik ...................................................................................................................... 62
3. Ergebnisse ........................................................................................................................ 64
3.1 Klinischer Verlauf ..................................................................................................... 64
3.2 Entwicklung des Induktionsprotokolls ...................................................................... 65
3.3 Biegesteifigkeitsmessung .......................................................................................... 68
3.3.1 Unterschiede zwischen den Zeitpunkten bei einem Tier ................................... 69
3.3.2 Unterschiede zwischen den Tieren bei einem Zeitpunkt ................................... 78
3.3.3 Berechnung c-Biegung ....................................................................................... 87
3.4 Röntgenuntersuchung ................................................................................................ 99
3.5 Präparation der Tibiae ............................................................................................. 103
3.6 µ-CT Untersuchung und Auswertung der erhobenen Daten ................................... 108
3.7 Histologie................................................................................................................. 110
4. Diskussion ...................................................................................................................... 115
4.1 Einleitung................................................................................................................. 115
4.2 Methodik .................................................................................................................. 116
4.3 Ergebnisse ................................................................................................................ 128
4.4 Zusammenfassung der Untersuchungsresultate ....................................................... 136
5. Zusammenfassung ......................................................................................................... 139
Summary ............................................................................................................................... 141
Literaturverzeichnis ............................................................................................................. 143
Anhang .................................................................................................................................. 174
Danksagung........................................................................................................................... 193
VIII
Abbildungsverzeichnis
Abbildung 1: Schematische Darstellung der strukturellen Umbauvorgänge während der
enchondralen Ossifikation eines Röhrenknochens ..................................................................... 4
Abbildung 2: Schematische Darstellung eines Ausschnitts aus der Substatia compacta der
Diaphyse eines Röhrenknochens ................................................................................................ 6
Abbildung 3: Darstellung des Einwegeffekts ........................................................................... 32
Abbildung 4: In Narkose befindliches Kaninchen ................................................................... 41
Abbildung 5: Operationssitus; Vorbohren der Schraubenlöcher ............................................. 43
Abbildung 6: Kontrolle der vollständigen Tibiaosteotomie ..................................................... 43
Abbildung 7: Anbringen der Osteosyntheseplatte ................................................................... 44
Abbildung 8: Einbringen der Bohrdrähte ................................................................................. 44
Abbildung 9: Nach Hautverschluss .......................................................................................... 44
Abbildung 10: Wundabdeckung mit Aluminiumspray ............................................................ 45
Abbildung 11: Anbringen der Kunststoffschicht ..................................................................... 45
Abbildung 12: Durchführung des induktiven Vorgangs .......................................................... 47
Abbildung 13: Versuchsaufbau: Kaninchen während der Biegesteifigkeitsmessung .............. 47
Abbildung 14: Geräteaufbau Biegesteifigkeitsmessung .......................................................... 48
Abbildung 15: Gleichung für die Berechnung der Gesamtbiegesteifigkeit. ............................ 49
Abbildung 16: Frontalansicht des �-CT 80 .............................................................................. 53
Abbildung 17: Implantat und Kortikalisschrauben .................................................................. 60
Abbildung 18: Instrumente des operativen Eingriffs ............................................................... 60
Abbildung 19: Bohrmaschine mit Osteotomiesäge .................................................................. 60
Abbildung 20: Bei Versuchsabschluss Kaninchen 44 .............................................................. 62
Abbildung 21: Wundbereich von Kaninchen 53 nach induktiver Erwärmung ........................ 65
Abbildung 22: Röntgenologische Darstellung der Konformationsänderung des Implantats ... 67
Abbildung 23: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 150 .................. 69
Abbildung 24: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 220 .................. 70
Abbildung 25: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 28 .................... 70
Abbildung 26: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 30 .................... 71
Abbildung 27: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 53 .................... 72
Abbildung 28: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 57 .................... 73
Abbildung 29: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 64 .................... 74
Abbildung 30: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 66 .................... 75
Abbildung 31: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 90 .................... 76
Abbildung 32: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 85 .................... 77
Abbildung 33: vergleichende Darstellung der 1. Biegesteifigkeitsmessung. ........................... 79
Abbildung 34: vergleichende Darstellung der 2. Biegesteifigkeitsmessung. ........................... 80
Abbildung 35: vergleichende Darstellung der 3. Biegesteifigkeitsmessung. ........................... 81
Abbildung 36: vergleichende Darstellung der 4. Biegesteifigkeitsmessung. ........................... 82
Abbildung 37: vergleichende Darstellung der 5. Biegesteifigkeitsmessung ............................ 83
IX
Abbildung 38: vergleichende Darstellung der 6. Biegesteifigkeitsmessung. ........................... 84
Abbildung 39: vergleichende Darstellung der 7. Biegesteifigkeitsmessung. ........................... 85
Abbildung 40: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 150 ............................................... 88
Abbildung 41: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 220 ............................................... 89
Abbildung 42: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 28 ................................................. 90
Abbildung 43: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 30 ................................................. 91
Abbildung 44: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 53 ................................................. 92
Abbildung 45: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 57 ................................................. 93
Abbildung 46: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 64 ................................................. 94
Abbildung 47: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 66 ................................................. 95
Abbildung 48: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 90 ................................................. 96
Abbildung 49: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 85 ................................................. 97
Abbildung 50: Übersicht über die Stärke der Knochenzubildungen während des
Heilungsverlaufes am Röntgenbild 99
Abbildung 51: Röntgenaufnahmen in lateralem und kraniokaudalem Strahlengang ............ 101
Abbildung 52: Nach dem Eröffnen der Haut ......................................................................... 103
Abbildung 53: Nach dem Entfernen der Bindegewebsschicht ............................................... 103
Abbildung 54: Nach dem vollständigen Entfernen der Haut ................................................. 104
Abbildung 55: Explantierte Tibia mit gewölbtem Implantat ................................................. 105
Abbildung 56: Exemplarische Darstellung der explantierten Tibia von Kaninchen 30. ....... 106
Abbildung 57: Tibia von Kaninchen 30 nach dem Entfernen der Osteosyntheseplatte. ........ 106
Abbildung 58: 3D-Darstellung des Knochenabschnittes um den Osteotomiebereich ........... 108
Abbildung 59: Querschnitt der Tibia von Kaninchen 220, Versuchsgruppe 1, HE. .............. 111
Abbildung 60: Längsschnitt Tibia, Kaninchen 30, Versuchsgruppe 2, HE. .......................... 112
Abbildung 61: Ausschnitt aus der Übersichtsaufnahme von Kaninchen 30.. ........................ 113
Abbildung 62: Querschnitt der Tibia von Kaninchen 57, Versuchsgruppe 2, HE. ................ 114
X
Tabellenverzeichnis
Tabelle 1: Versuchsgruppenzuordnung .................................................................................... 40
Tabelle 2: Aufbau Implantat .................................................................................................... 59
Tabelle 3: Durchführungsprotokoll elektromagnetische Induktionserwärmung ..................... 67
Tabelle 4: Zusammenfassende Betrachtung des Kraft/Weg Quotienten der Einzelmessungen
mittels Median (VG = Versuchsgruppe). ................................................................................. 86
Tabelle 5: Ergebnis der µ-CT Auswertung Versuchsgruppe 1, zuzüglich Kaninchen 85 ..... 109
Tabelle 6: Ergebnis der µ-CT Auswertung Versuchsgruppe 2 .............................................. 109
Tabelle 7: Übersicht über die histologisch festzustellenden Veränderungen ........................ 110
Tabelle 8: Pelletszusammensetzung Kaninchenfutter ............................................................ 174
Tabelle 9: Für den Tierversuch verwendete Arzneimittel ...................................................... 174
Tabelle 10: Für den Tierversuch verwendete Geräte und Verbrauchsmaterialien ................. 175
Tabelle 11: Für den operativen Eingriff verwendete Geräte und Instrumente ....................... 175
Tabelle 12: Spezialutensilien ................................................................................................. 176
Tabelle 13: Daten Mikrotom .................................................................................................. 176
Tabelle 14: Reagenzien HE-Färbung ..................................................................................... 176
Tabelle 15: Übersicht Verfahrensweise Kaninchen ............................................................... 177
Tabelle 16: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 28 .............................................................. 178
Tabelle 17: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 30 .............................................................. 179
Tabelle 18: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 53 .............................................................. 180
Tabelle 19: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 57 .............................................................. 181
Tabelle 20: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 64 .............................................................. 182
Tabelle 21: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 66 .............................................................. 183
Tabelle 22: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 85 .............................................................. 184
Tabelle 23: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 90 .............................................................. 185
Tabelle 24: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 150 ............................................................ 186
Tabelle 25: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 220 ............................................................ 187
Tabelle 26: Übersicht c-Biegung in N/µm ............................................................................. 188
Tabelle 27: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 1 ............................................................. 189
Tabelle 28: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 2 ............................................................. 190
Tabelle 29: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 2 ............................................................. 191
Tabelle 30: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 3 ............................................................. 191
Tabelle 31: Übersicht Röntgenauswertung ............................................................................ 191
XI
Abkürzungsverzeichnis
A. Arteria
Abb. Abbildung
Af Austenit finish
ANOVA Analysis of Variance
AO Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefragen
Aqua dest. Aqua destillata
As Austenit start
ASTM American Society for Testing Materials
ATP Adenosintriphosphat
Aufl. Auflage
Bd. Band
BMP Bone Morphogenetic Protein
BMU Bone Multicellular Units
BS Bone Surface, Knochenoberfläche
BSU Bone Structural Units
BV Bone Volume, Knochenvolumen
bzw. beziehungsweise
ca. circa
CP commercially pure
Csd Critical size defect
CT Computertomographie
DCP dynamic compression plate
DNA Desoxyribonucleic acid
E Elastizitätsmodul
XII
EDTA Ethylendiamintetraessigsäure
et al. et alii (lat.: und andere)
EWE Einwegeffekt
" Permittivität
Fa. Firma
FEA finite element analysis
FGF Fibroblast Growth Factor
FGL Formgedächtnislegierung
For. Foramen
FS Frakturspalt
GF Growth Factor
HE Hämatoxylin-Eosin
HF Hochfrequenz
Hrsg. Herausgeber
Hz Hertz
IGF Insulin-like Growth Factor
IL Interleukin
ISO International Standards Organisation
KGW Körpergewicht
kHz Kilo-Hertz
LC-DCP limited contact dynamic compression plate
LCP locking compression plate
LISS less invasive stabilisation system
MCP minimal contact plate
MHH Medizinische Hochschule Hannover
XIII
MIPO minimal invasive plate osteosynthesis
NiTi Nitinol
NSAID non-steroidal anti-inflammatory drugs
mAs milli Ampère sekunde
µ-CT Mikro-Computertomographie
n Anzahl der Tiere
N Newton
Nr. Nummer
OPG Osteoprotegerin
p Signifikanzwert
p.I. post Inductionem
PDGF Plateled-derived Growth Factor
p-NPP para-Nitrophenylphosphat
PTH Parathormon
RANKL Receptor Activator of nuclear factor #B Ligand
s. siehe
S. Seite
s.c. subcutan
SFB 599 Sonderforschungsbereich 599
SMI Structure Model Indices
SMA Shape memory alloy
SMC swan-like memory pressure connector
SME shape memory effect
Tab. Tabelle
tgl. täglich
XIV
TAV Titan Aluminium Vanadium
TbNu Trabecular number, Trabekelanzahl
TbSp Trabecular spacing, Trabekelabstand
TbTh Trabecular thickness, Trabekelstärke
TGF-$ Transforming Growth Factor-beta
TNF Tumor Nekrose Faktor
TPP Thiamindiphosphat
TV Tissue volume, Gesamtgewebevolumen
VG Versuchsgruppe
Wo. Woche
ZTL Zentrales Tierlabor
® eingetragenes Warenzeichen
Chemische Elemente werden nach den Regeln der internationalen Nomenklatur (IUPAC)
abgekürzt.
XV
Einleitung
___________________________________________________________________________
1
Einleitung
Heutzutage stehen dem Operateur von Knochenosteosynthesen eine Vielfalt verschiedener
Osteosyntheseplatten zur Stabilisierung von Knochenfrakturen oder Korrekturosteotomien zur
Verfügung.
Die Aufgabe einer Osteosyntheseplatte ist es, Knochenfragmente in reponierter Stellung fest-
zuhalten, die Fraktur zu stabilisieren und so eine Primärheilung der Fraktur zu ermöglichen.
Bereits im Jahre 1886 führte Hansmann die erste Plattenosteosynthese durch und wurde
dadurch zum Begründer der modernen Plattenosteosynthese (HANSMANN, 1886). Die Vor-
züge dieser Art der Frakturversorgung bestanden in einer leichteren Ausführbarkeit, weniger
Periostschäden und einer guten Stabilität des Frakturbereiches (PROVACZ, 2000).
Im Laufe der Zeit wurde das Modell der chirurgischen Osteosyntheseplatte stetig weiterent-
wickelt. Neben LAMBOTTE (1909) bzw. (1913), SHERMAN (1912) und LANE (1909), die
jeweils namensgebend für die von ihnen entworfene Platte waren, brachte die durch EGGERS
(1948) entwickelte Platte einen entscheidenden Fortschritt. Sie erlaubte durch einen durch
einwirkende Muskelkraft ausgeführten Gleitmechanismus eine Annäherung der Frakturenden
und führte dadurch zu einer verbesserten Knochenheilung.
Da die aktive Kompression des Frakturbereichs als positiver Impuls für die Knochenheilung
angesehen wurde, wurden verschiedene neue Osteosyntheseplatten entwickelt, die anhand
unterschiedlicher Mechanismen eine Kompression der Frakturenden ermöglichten (VENAB-
LE u. STUCK, 1947; DANIS, 1947; VENABLE, 1951). Bei dieser Technik stellen die verzö-
gerte Heilung, �Non-Union�, �Critical Size Defect� und das Auftreten von Pseudarthrosen
die wichtigsten Komplikationen im Heilungsverlauf dar (GAUTIER u. PERREN, 1992;
SCHWEIBERER u. WOLF, 1992; denBOER et al., 2002). Vor allem die vorzeitige Locke-
rung von Osteosyntheseschrauben, mit denen die Platte am Knochen befestigt ist, führt nach
der Frakturversorgung nicht selten zu einem Verlust der primär erzielten Stabilität. Treten
nach einer Osteosynthese zu hohe mechanische Biegebelastungen auf, kann es am Fraktur-
spalt, sowie an den Schrauben zu einem Knochenverlust und somit zu einem Ausbleiben oder
einer Verzögerung der Knochenheilung kommen (MÜLLER et al., 1977; PERREN, 2002;
BHANDARI et al., 2003).
Einleitung
___________________________________________________________________________
2
Die Spannung im Frakturspalt wird neben der Frakturmorphologie vor allem durch die ge-
wählte Osteosyntheseart beeinflusst (AUGAT et al., 2005). Weiterhin bestimmt das Design
des Implantats, das verwendete Material des Implantats, sowie die Knochen-Implantat-
Interferenz die auftretende Steifigkeit (KLEIN et al., 2003; NEIL, 2008). Bei der herkömmli-
chen Plattenosteosynthese wird eine maximale Steifigkeit und Kompression des Frakturspalts
angestrebt (BAGBY u. JANES, 1985). Die Krafteinleitung erfolgt allein über die der Platte
zugewandte Kortikalis und somit exzentrisch.
Wird unter der vorgegeben Steifigkeit der verwendeten Osteosyntheseart keine Frakturhei-
lung erreicht, kann lediglich bei einem externen Fixationssystem die Steifigkeit post operati-
onem verändert werden (DURALL et al., 2004). Die Steifigkeit interner Osteosythesen wird
während der Operation festgelegt und ist anschließend nur durch eine erneute Operation mit
Schraubenentfernung, Schraubeneinbringung, zusätzlicher Osteosynthese oder Reosteosyn-
these veränderbar (GAUTIER u. SOMMER, 2003; TIGANI et al., 2005; MÜLLER et al.,
2010).
Steifigkeitsvariable Implantate könnten für dieses Problem eine Lösung sein. Sie ermöglichen
es durch ihre Zusammensetzung und Konfiguration dynamisch in den mechano-biologischen
Regelkreis einzugreifen (WINKEL et al., 1999; DAI u. CHU, 1996; MÜLLER et al., 2010).
Eine Steifigkeitsänderung der angewandten Osteosynthese wäre ohne eine erneute invasive
Operation möglich. Dadurch könnte für den Patienten eine wiederholte Operation mit den
damit verbundenen Risiken entfallen und anfallende Kosten für die Operation und die Opera-
tionsnachsorge verringert werden.
Diese Studie möchte als Pilotstudie die prinzipielle Funktionalität einer steifigkeitsvariablen
Osteosyntheseplatte zeigen und sowohl die auftretenden Veränderung an der Osteosynthese-
platte, als auch die Veränderungen am Knochen und dem umliegendem Gewebe darstellen.
Ob diese Veränderungen messbar sind, wird sich im Verlauf der Studie zeigen. Weiterhin
wird postuliert, dass es durch die �inverse dynamization� einer inneren Osteosynthese (EPA-
RI et al., 2013) zu einer verbesserten, oder mindestens zu einer gleichbleibenden Knochenhei-
lung kommt, verglichen mit der Anwendung einer gleichen Osteosyntheseplatte ohne die Fä-
higkeit der Steifigkeitsänderung.
Literaturübersicht
___________________________________________________________________________
3
1. Literaturübersicht
1.1 Bau, Funktion und Regulation des Knochens
Das Knochengewebe stellt ein dynamisches System dar, das sich mittels seiner Architektur
den gestellten physikalischen Anforderungen optimal anpassen kann (WOLFF, 1892). Es
übernimmt verschiedene Schlüsselfunktionen im Körper (HING, 2004) und bildet als Skelett
das Grundgerüst unseres Organismus und ist nach dem Zahnschmelz die härteste körpereige-
ne Substanz (LEONHARDT, 1990).
Fortwährend laufen im Knochengewebe dynamische Prozesse ab, die sowohl statische Auf-
gaben wie Remodellierung, durch dauernden Ab- und Aufbau von Knochensubstanz, als auch
Funktionen im Mineralstoffwechsel betreffen. Weiterhin enthält der Knochen blutbildende
Organe und bildet die schützende Umgebung für Gehirn und Sinnesorgane (LIEBICH, 2004;
PSCHYREMBEL, 2007). Eine besondere Stoffwechselfunktion des Knochens ist die Spei-
cherung von Kalzium und Phosphor. Durch den ständigen Knochenab- und -aufbau fungiert
dieses Gewebe als Kalziumdepot und dient dadurch der Konstanterhaltung des Kalziumspie-
gels im Blut (LIEBICH, 2004).
Die Entwicklung eines Knochens lässt sich am besten in der Entstehung eines
Röhrenknochens veranschaulichen. Laut NICKEL et al. (2003) führen komplizierte
histologische Umwandlungsprozesse zur Ablösung des knorpeligen Primordialskeletts durch
das bleibende knöcherne Ersatzskelett. Ein aus jugendlichem Hyalinknorpel bestehender Stab
stellt das Ausgangsstück dar. Dieser ist mit Ausnahme der später die Gelenkflächen bildenden
Enden allseitig vom Perichondrium, einem bindegewebigen Schlauch, umhüllt. An der
Innenfläche des Perichondriums entstehen aus Mesenchymzellen Osteoblasten (NICKEL et
al., 2003; LIEBICH, 2004). Die Osteoblasten scheiden allseitig Osteoid aus und treten
dadurch aus ihrem Zellverband in die Grundsubstanz über und werden zu Osteocyten. Sie
bleiben über feinste Zytoplasmafortsätze in Verbindung. Durch die Einlagerung von
Kalksalzen kommt es zur Festigung des Osteoids (LIEBICH, 2004). Auf diesem Weg ensteht
der faserreiche Geflechtknochen. In einem späteren Stadium zerfällt dieser faserreiche
Geflechtknochen wieder und wird durch lamellären Knochen ersetzt. Während die
perichondrale Ossifikation fortschreitet, beginnt im mittleren Teil des vom Knochenmantel
Literaturübersicht
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4
umschlossenen Diaphysenknorpels die enchondrale Ossifikation. Sie beginnt mit der
Umgestaltung im mittleren Teil des Diaphysenknorpels und setzt sich in Richtung der
Epiphysenknorpel fort. Knorpelzellen- und -höhlen werden blasig und verkalken stellenweise.
Durch Lücken des Knochenmantels wachsen Blutgefäße ein und bringen polyvalentes
Material aus dem Mesenchym mit sich. Aus diesem wiederum differenzieren sich
Chondroklasten und Osteoblasten. Die Chondroklasten lösen den Diaphysenknorpel auf und
die Osteoblasten bilden die Knochenbälkchen. Durch die Zerstörung des Knorpels entwickeln
sich zahlreiche Hohlräume, die sich zur primären Markhöhle vereinigen (LEONHARDT,
1990). Aus dem Perichondrium dringen Bindegewebsfasern in den Epiphysenfugenknorpel
ein und verankern ihn (NICKEL et al., 2003). Die enchondrale Ossifikation setzt sich in
Richtung der knorpeligen Epiphysen fort. Im Bereich zwischen Dia-, Epi-, und Metaphyse
lagern sich aufquellende Knorpelzellen zu Längsreihen an und es entsteht der Säulenknorpel.
Dieser löst sich aus Richtung der primären Markhöhle auf und wird durch enchondral
enstandene Knochenbälkchen ersetzt.
Abbildung 1: Schematische Darstellung der strukturellen Umbauvorgänge während der enchondralen Ossifikati-
on eines Röhrenknochens
(Quelle: (LIEBICH, 2004), Seite 97)
Literaturübersicht
___________________________________________________________________________
5
Im späteren Entwicklungsstadium beginnt die Epiphyse zu verknöchern. Beginnend mit der
Einwanderung von Blutgefäßen treten Verkalkungszonen, sogenannte Epiphysenkerne auf
(NICKEL et al., 2003). Mit der Größenzunahme wird der Knorpel eingeschmolzen. Zurück
bleibt eine schmale Platte, die den Epiphysenfugenknorpel bildet. Bis das Längenwachstum
des Skeletts abgeschlossen ist, bleibt der Epiphysenfugenknorpel bestehen, danach
verschwindet der Epiphysenfugenknorpel und es kommt zur knöchernen Verschmelzung der
Diaphyse und Epiphyse (LIEBICH, 2004).
Die zweite Phase der Knochenentwicklung wird durch die Aktivität der Osteoklasten
eingeleitet. Sie bauen den entstandenen Geflechtknochen ab (LIEBICH, 2004). Die
Osteoblasten ersetzen ihn durch Lamellenknochen. Durch das Auflösen des Geflechtknochens
entstehen Hohlräume, sogenannte Haverssche Räume (NICKEL et al., 2003). Sie enthalten
Blutgefäße, in deren Peripherie serienweise Knochenlamellen konzentrisch abgelagert werden
und dadurch die Blutgefäße immer mehr einengen. Es enstehen kleine lamellär geschichtete
Knochensäulchen, die axial im engen Haverschen Kanal die Haverschen Gefäße enthalten.
Diese kleinen Bauelemente des Knochens werden als Osteone bezeichnet. Es kommt jedoch
mit der Umfangsvermehrung des Knochens und der gleichzeitigen Vergrößerung der
sekundären Markhöhle zum Verfall der erstgebildeten Osteone. Diese werden durch
neugebildete Osteone ersetzt. Bruchstücke von Osteonen bleiben als Schaltlamellen zwischen
intakten Osteonen stehen. In den Lamellen lassen sich feinst verlaufende Fasern nachweisen.
Sie verleihen den Osteonen und damit dem gesamten Knochen einen hohen Grad an Stabilität,
Zug- und Druckfestigkeit, aber auch Elastizität, so dass es dem Knochen ermöglicht wird auf
die einwirkenden Kräfte wie Zug, Druck, Torsionsbiegung sowie Abscherungskraft
einzuwirken (NICKEL et al., 2003).
Das Mittelstück des Röhrenknochens wird vom Knochenmantel, der Substantia compacta
gebildet. Er umschließt die Markhöhle. Die Knochenenden werden von einer dünnen
kompakten Knochenrinde, Substantia corticalis, überzogen. Darunter verbirgt sich eine an
einen feinporigen Schwamm erinnernde Struktur, die Substantia spongiosa. Das
Hohlraumsystem der Spongiosa der Röhrenknochen stellt die sekundäre Markhöhle dar und
steht mit der des Mittelstücks in Verbindung (NICKEL et al., 2003; LIEBICH, 2004).
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Die Blutgefäßversorgung des Röhrenknochens wird über drei Systeme gewährleistet; das
medulläre, das epiphysäre (apophysäre) und das periostale. Während der Entwicklung bildet
sich neben dem periostalen zunächst das medulläre Gefäßsystem der Diaphyse aus. Mit dem
Auftreten von Epi- und Apophysen nimmt die Versorgung der Ossifikationszentren über
eigene epi-apophysäre Gefäße zu. Nach dem Umbau des Epiphysenknorpels nehmen sie
Verbindung mit den medullären Gefäßen auf. Das periostale Gefäßsystem beteiligt sich
vorwiegend an der Versorgung der Kompakta und nimmt eher eine untergeordnete Rolle in
der Versorgung des Röhrenknochens ein (LIEBICH, 2004).
Das Perichondrium, welches als bindegewebige Hülle die Anlage des diaphysären
Knochenmantels umschließt, wird als Beinhaut, Periosteum, bezeichnet (NICKEL et al.,
2003). Es besteht aus einer äußeren, derbfibrösen Schicht, Fibrosa und einer tieferliegenden,
locker gefügten, zellreichen Schicht, dem Kambium. Die Fibrosa sendet die kollagenen
Sharpeyschen Fasern in den Knochenmantel und verankert das Periost neben den in die
Beinhaut einstrahlenden Sehnen und Bändern fest mit dem Knochen. Das Kambium ist reich
an Blutgefäßen und sensiblen Nerven (BRIGHTON u. HUNT, 1997; LIEBICH, 2004).
Abbildung 2: Schematische Darstellung eines Ausschnitts aus der Substatia compacta der Diaphyse eines
Röhrenknochens
(Quelle: (LIEBICH, 2004, S. 93))
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Während der Knochenentwicklung liefert die Kambiumschicht ferner das polyvalente,
chondro- und osteoblastische sowie das chondro- und osteoklastische Zellmaterial für die
Ossifikation. Wenn auch morphologisch am fertigen Knochen keine Knochenbildner mehr
nachzuweisen sind, so behalten die Zellen des Periosts dennoch zeitlebens die Fähigkeit neues
Knochengewebe zu bilden. So auch im Falle eines Knochenbruches (HING, 2004; NICKEL
et al., 2004).
Ähnlich der Funktionalität der Mikroarchitektur, wie oben beschrieben, lassen sich auch in
der Makroarchitektur enge Wechselbeziehungen zwischen Form und Funktion erkennen
(NICKEL et al., 2003). So kommt es zu einer vermehrten Einlagerung gröberer Bauelemente
in Areale die besonderer mechanischer Beanspruchung ausgesetzt sind. Auf den Knochen
wirken Zug- und Druckkräfte. Er unterliegt zahlreichen vielfältigen statischen und
dynamischen Beanspruchungen von außen (WOLFF, 1892). Dieser trajektorielle Aufbau lässt
sich in der Struktur der Spongiosa nachvollziehen. An Stellen an denen die Spongiosazüge
zusammenstreben und in die Kompakta des Knochen einstrahlen, führen auch die
Spannungslinien zusammen und finden ihre Fortsetzung in den Osteonen der Kompakta.
Durch die röhrenförmige Konstruktion der Diaphyse der Extremitätenknochen wird mit einem
Minimum an Material ein Maximum an Leistung erzielt (NICKEL et al., 2003).
Die Zellen des Knochens treten in unterschiedlichen Formen auf. Neben
Osteoprogenitorzellen, Osteoblasten und Knochenoberflächenzellen treten Osteozyten und
Osteoklasten auf (HING, 2004). Als Präosteoblasten entwickeln sich Osteoprogenitorzellen
zu Osteoblasten. Diese bauen Knochensubstanz auf. Nach anschließender Mineralisierung
werden aus Osteoblasten Osteozyten. Knochenabbau findet durch Osteoklasten statt
(LIEBICH, 2004). Aus mesenchymalen Stammzellen entwickeln sich Osteoprogenitorzellen
(NAKAMURA et al., 2006). Strukturell weisen sie ein helles, abgeplattetes Zytoplasma mit
ovalem, leicht länglich erscheinenden Kern auf. Osteoprogenitorzellen sind sehr
teilungsaktive Zellen. Sie liegen sowohl im Endost als auch im Periost des Knochens,
bevorzugt in Gefäßnähe des primären Knochenmarks.
Osteoblasten sind einkernige, asymmetrische Zellen von etwa 20-30 µm. Sie können als
aktive oder inaktive Osteoblasten vorliegen und synthetisieren Knochenmatrix über einen sehr
ausgeprägten Proteinsyntheseapparat. Sie enstammen dem System der Stromazellen des
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Knochenmarks (LENNON et al., 1996), das neben Adipozyten, Fibroblasten, Chondroblasten,
Osteoblasten und Myoblasten beinhaltet. Osteoblasten modulieren die Bildung von
Hydroxylapatitkristallen aus Kalzium und Phosphor zwischen den Knochenfibrillen in der
Knochenmatrix. Osteoblasten bilden täglich einen etwa 1 µm großen Osteoidsaum
(ENGELHARDT u. BREVES, 2010). Die Gesamtbreite des Osteoidsaums beträgt
durchschnittlich 6 µm. Innerhalb von drei bis vier Tagen werden 70 % des Osteoids verkalkt.
Durch anschließende Restmineralisation wird der Vorgang nach etwa sechs Wochen beendet
(LIEBICH, 2004). Inaktive Osteoblasten werden auch Knochenoberflächenzellen, sogenannte
Bone lining cells, genannt (HING, 2004). Sie stehen über Knochenkanäle mit den peripher
gelegenen Osteozyten in direktem Kontakt. Möglicherweise können sie in den Stammzellpool
zurückgehen oder sie gehen zugrunde. Durch weitere Differenzierung der Osteoblasten
entstehen Osteozyten, reife Knochenzellen. Diese Entwicklung dauert etwa drei Tage und
wird von 10 bis 20 % der Osteoblasten durchlaufen.
Osteozyten sind allseitig von verkalkter Knochensubstanz, dem Ossein umschlossen und
liegen in schmalen Lakunen. Osteozyten besitzen einen großen, meist ovalen Kern und ihr
Zytoplasma weist nur wenig Zellorganellen auf. Über Gap Junctions treten die Osteozyten mit
den Zellen der Knochenoberfläche in Kontakt. Sie stellen eine funktionelle Einheit dar, die als
Osteozyten-Knochenbelegzellenkomplex bezeichnet wird und für die Calciumhomöstase und
die Adaption an mechanische Stimuli von großer Bedeutung ist (MARTIN, 2000;
ENGELHARDT u. BREVES, 2010).
Osteoklasten sind vielkernige Riesenzellen mit bis zu 100 Kernen pro Zelle. Die Kernteilung
erfolgt amitotisch. Die maximale Lebensdauer ohne erneute Fusion beträgt bis zu sechs
Wochen. Osteoklasten liegen direkt am zu resobierenden Knochen in Lakunen. Über die
Bildung und das Sezernieren von proteolytischen Enzymen kann der Knochen zersetzt
(LIEBICH, 2004) und mineralisierte Materie resorbiert werden (SCHELL et al., 2006).
Osteoklasten sind reich an Lysosomen und Mitochondrien. Als typisches Merkmal für
Osteoklastenaktivität, elektronenmikroskopisch zu erkennen, ist die �Ruffled Border� eine
bürstensaumartige Struktur, die der Knochenoberfläche zugewandt ist. Osteoklasten sind
reich an Carboanhydrase ll, ATPase, TPPase, alkalischer p-NPPase, sauren und neutralen
Phosphatasen und Zytochromoxidase (ENGELHARDT u. BREVES, 2010).
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Der Knochenabbau läuft in einem zweistufigen Prozess ab. Zuerst wird das Mineral durch
aktive H+-Ionensekretion über die �Ruffled Border� und damit durch Ansäuerung der
Resorptionslakune aufgelöst, anschließend wird die organische Matrix durch osteoklastäre
Enzyme abgebaut und in die Resorptionslakune sezerniert. Die Studie von SCHELL et al.
(2006) zeigte auch, dass die Osteoklastentätigkeit in der frühen Phase der Knochenheilung
beginnt und über den gesamten weiteren Heilungsverlauf erhalten bleibt. ARO et al. (1993)
konnten in ihrer Studie einen Anstieg der Osteoklastentätigkeit über den gesamten
Heilungsverlauf zeigen.
Regulation des Knochenstoffwechsels
Zunächst kann die Regulation des Knochenstoffwechsels durch Belastung angeführt werden
(TURNER, 1998). Die trabekulären Anteile des Knochens sind für die an sie gestellten
mechanischen Anforderungen perfekt entworfen. Sie können sich zeitlebens Struktur- und
Richtungsänderungen anpassen (HERT, 2004). Je einfacher sich die einwirkenden Kräfte
gestalten, um so einfacher ist die Analyse der Spongiosaarchitektur (WOLFF, 1892). An
Stellen mit starker Stresseinwirkung findet durch sogenanntes �trabekel alignement�
(Anisotropie) eine Steigerung der Belastbarkeit statt (TURNER et al., 1986; SCHELL et al.,
2006). Solange die Verformung in einem physiologisch vorgegebenen Fenster bleibt, wird die
Knochenmasse konstant gehalten.
Systemisch werden Knochenumbauprozesse oder Knochenremodeling hauptsächlich
hormonell gesteuert. Dies erlaubt ein schnelles und übergreifendes Agieren. PTH, Vitamin D
und Calcitonin kontrollieren die Reservespeicherung für Calcium und Phosphat und somit die
metabolische Funktion des Knochens und die Veränderung der Remodeling Aktivität. Die
wichtigste physiologische Funktion des Vitamin D Hormons (1,25-Dihydroxycholecalciferol)
liegt in der Stimulation der intestinalen Calcium- und Phosphorresorption. Obwohl 1,25-
Dihydroxycholecalciferol keine physiologische Funktion am Knochen besitzt, führen externe
Gaben dieses Hormons in hohen Dosen zu einer initialen, einige Tage andauernden Erhöhung
der osteoklastären Knochenresorption (MARTIN, 2000). Bei chronischer Gabe kommt es
nach dieser resorptiven Frühphase zu einer Stimulation der Knochenformation und zu einer
Zunahme der Knochenmasse. Über die Beeinflussung der Osteoklasten- und
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Osteoblastendifferenzierung reguliert Vitamin D indirekt ebenfalls das Knochenremodeling
(LI et al., 1998; RAISZ, 1999).
Der wesentliche Kurzzeitregulator der extrazellulären Konzentration von Calcium ist das PTH
im Sinne einer Feedback-Hemmung (HUANG et al., 2004). Der primäre Stimulus für die
Sekretion von PTH ist ein Abfall der Plasmakonzentration von ionisiertem Calcium,
gemessen durch einen Calcium-sensing Receptor in der Membran der PTH-sezernierenden
Hauptzellen der Nebenschilddrüse. Bei längerer Stimulation der Knochenresorption durch
PTH kommt es zu einer Erhöhung der Osteoklastenzahl und in Folge zu einer gesteigerten
Remodeling Aktivität (GARDNER et al., 2007). Neben den akuten, katabolen Effekten von
PTH auf den Knochen, bewirken intermittierende Injektionen in vivo paradoxerweise anabole
Langzeitwirkungen, die sich in einer Steigerung der Proliferation und der Syntheseleistung
von Osteoblasten und in einer Zunahme der Knochenmasse ausdrücken (LANE, 2001;
HUANG et al., 2004). JILKA (2007) veröffentlichte eine andere These. In vivo
Untersuchungen zeigten, dass es nach intermittierender PTH-Gabe zu einer erhöhten
Osteoblastenzahl kam.
Calcitonin inhibiert auf direktem Weg die Knochenresorption über die auf den Osteoklasten
befindlichen Calcitoninrezeptoren. Es fördert über eine gesteigerte Osteoblastenproliferation
die Einlagerung von Calcium in den Knochen (BONATH u. PRIEUR, 1998; RAISZ, 1999;
ENGELHARDT u. BREVES, 2010). Prinzipiell kann Calcitonin als Gegenspieler zu PTH
angesehen werden. Dennoch kann dem Calcitonin keine essentielle Funktion für die
Aufrechterhaltung der Calciumhomöostase zugeschrieben werden, da weder das längerfristige
Fehlen, als auch die massive Überproduktion von Calcitonin zu einer Störung der
Calciumhomöostase führt.
Die regulatorisch enge Verknüpfung von Osteoblasten und Osteoklasten hat eine immense
Bedeutung für den Knochenstoffwechsel (TAKAHASHI, 2006). Da sich die meisten
Rezeptoren für osteolytische Botenstoffe auf den Osteoblasten befinden, wird davon
ausgegangen, dass die Osteoklastentätigkeit indirekt über die Osteoblasten geregelt wird
(RODAN u. MARTIN, 1981; LIEBICH, 2004). So befindet sich zum Beispiel der Rezeptor
für Parathormon nicht auf den Osteoklasten, sondern auf den Osteoblasten. Über PTH wird
das RANKL/OPG-Verhältnis erhöht und führt dadurch zu einer gesteigerten Rekrutierung
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und Aktivierung von Osteoklasten (TAKAHASHI et al., 1999; McGAVIN u. ZACHARY,
2000; SCHELL et al. 2006).
Modeling und Remodeling
Im gesunden adulten Organismus besteht einen Homöostase zwischen Knochenabbau und
Knochenaufbau. Diese zwei grundlegend verschiedenen Umbaumechanismen werden Mode-
ling und Remodeling genannt. Remodeling ist ein zyklisch ablaufender Prozess, bei dem zu-
erst immer eine bestimmte Menge an Knochensubstanz durch Osteoklasten entfernt und spä-
ter durch Osteoblasten wieder erneuert wird. Durch diesen kontinuierlich ablaufenden Erneue-
rungsmechanismus kann das Knochengewebe über Jahrzehnte seine mechanische Integrität
bewahren (ENGELHARDT u. BREVES, 2010).
Remodeling Aktivität hinterlässt im Knochen typische Strukturelemente, die BSU (Bone
structural Units), wodurch Knochenumbauaktivität über längere Zeit nachgewiesen werden
kann (ENGELHARDT u. BREVES, 2010). AUGAT u. CLAES (2008) beschreiben in ihrer
Studie das Phänomen der ipsilateralen Knochenverluste anschließend an die Frakturheilung.
Die Remodeling Aktivität gewährleistet die strukturelle Ausrichtung des Knochens und die
Aufrechterhaltung metabolischer Funktionen (WOLF, 1892; BONATH u. PRIEUR, 1998).
Sie geht mit der Anwesenheit von BMU (Bone multicellular Units) einher und zeichnet sich
durch die Zusammenarbeit resorbierender Osteoklasten mit nachfolgenden Gewebe aufbau-
ender Osteoblasten aus. Weiterhin zeigten AUGAT u. CLAES (2008), dass am Tag sieben
nach der Fraktur die Osteoklastenaktivität eine immense Zunahme erfährt.
Im Gegensatz zum Remodeling ist das Modeling ein Umbauvorgang, der immer zu einer mak-
ro- oder mikroskopischen Formveränderung des Knochens führt. Nach der Modeling Aktivie-
rung kommt es an einer bestimmten Stelle des Skeletts entweder zu einer Resorption oder
Formation des Knochens. Es entstehen Formations- oder Resorptionsdrifte, da entweder Ma-
terial ab- oder zugeführt wird (ENGELHARDT u. BREVES, 2010). Dadurch können im tra-
bekulären Knochen Strukturelemente neu angeordnet und im kortikalen Knochen die äußere
Form verändert werden. Beim Modeling handelt es sich um einen dynamischen Adaptions-
vorgang, der durch mechanische Stimuli hinsichtlich biomechanischer Belastung induziert
wird. Durch Modeling wird es der Knochenstruktur erlaubt, sich innerhalb von Tagen bis we-
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niger Wochen an neue Bedingungen hinsichtlich Be- und Entlastung anzupassen. Dadurch
kann eine optimale Balance zwischen Form und Funktion aufrechterhalten werden (WOLFF,
1892). Modeling spielt eine wichtige Rolle während des Wachstums, vor allem während der
ersten zwanzig Lebensjahre (PARFITT, Bone remodelling, 1988), kann aber auch im adulten
Organismus induziert werden.
Das Stoffwechselgeschehen und die Regeneration des Knochengewebes beruht auf komple-
xen biologischen Vorgängen (AUGAT u. CLAES, 2008). Das multifaktorielle Zusammen-
wirken von metabolischen, mechanischen und vaskulären Faktoren ist entscheidend für den
Heilungserfolg (HULTH, 1989; AUGAT et al., 2005). Systemische Bedingungen wie Alter,
Hormone, körperliche Aktivität, neuronale Funktionen und Ernährung beeinflussen Heilungs-
geschwindigkeit und -verlauf ebenso, wie lokale Einflüsse, z. B. Wachstumsfaktoren, Verlet-
zungsgrad von Knochen und Blutgefäßen, Infektionen oder sonstige pathologische Bedingun-
gen in der Frakturzone (CANALIS, 1983 u. 1985; HULTH, 1989; AUGAT u. CLAES, 2008).
1.2 Primäre und sekundäre Frakturheilung/Kallusentwicklung
Die Vorgänge der Frakturheilung werden je nach pathologisch-anatomischen Befunden unter-
schieden in direkte oder indirekte Frakturheilung. Grundsätzlich besitzt der Knochen eine
hohe Regenerationskapazität, die weit über diejenige anderer Organsysteme hinausgeht. Unter
stabilen Bedingungen kann Knochengewebe ohne jegliche Narbenbildung ausheilen und zeigt
nach einer gewissen Zeit die ursprüngliche anatomische Struktur und funktionelle Belastbar-
keit (NICKEL et al., 2003). Unter Narbenheilung versteht die allgemeine Pathologie den Er-
satz eines Defekts in einem hochorganisierten Gewebe durch minderwertiges, weniger diffe-
renziertes Material.
Der dominanteste Faktor für eine erfolgreiche Knochenheilung ist die Geometrie der Fraktur
(CLAES et al., 1998). Sie setzt sich aus dem Frakturtyp und der Spaltgröße zusammen
(CLAES et al., 1997; HENTE et al., 2004; AUGAT et al., 2005). Heilt eine Fraktur ohne Bil-
dung von Narbengewebe aus, spricht man von einer Heilung im eigentlichen Sinn, einer �re-
stitutio ad integrum� (MÜLLER u. PERREN, 1972). Die direkte oder primäre Frakturheilung
erfolgt unter idealen Heilungsbedingungen, das heißt kongruentes Aufeinanderpassen der
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Bruchenden unter Druck und unter Ausschluss von interfragmentären Bewegungen (CLAES
et al., 2002; PERREN, 2002; OH et al., 2010).
Die Spaltheilung gehört ebenfalls zur direkten Knochenheilung. Hierbei wird durch angioge-
ne Ossifikation mit anschließendem Umbau der Osteone der Frakturspalt überbrückt
(JOHNER, 1972). In diesem Fall ist der Kontakt der Bruchenden weniger eng und der Bruch-
spalt bis zu 1 mm weit. Es sprossen zunächst sowohl Kapillaren vom Periost als auch von den
Haversschen Kanälen in den Spalt ein. Perikapilläre mesenchymale Zellen proliferieren und
differenzieren sich zu Osteoblasten, die mit der neu gebildeten Interzellularsubstanz den
Bruchspalt ausfüllen (STUENZI u. WEISS, 1963).
In diversen Studien konnte gezeigt werden, dass selbst Spaltgrößen bis zu 3mm und inter-
fragmentäre Axialbewegungen von 0,2-1mm sehr gute Heilungsergebnisse lieferten (STÜR-
MER, 1984; CLAES et al., 1997). Dies konnte von SCHELL et al. (2006) bestätigt werden.
Das Vorhandensein von interfragmentären Bewegungen und ihren Ausrichtungen werden
kontrovers diskutiert, da diese Bewegungen meist multidirektional gerichtet sind (HELLER et
al., 2005). Weiterhin sind die Grenzwerte von annehmbaren interfragmentären Bewegungen
bisher noch nicht genau definiert (AUGAT et al., 2003; JAGODZINSKI u. KRETTEK,
2007). Jedoch kann eine bestimmte Menge an Bewegung die Heilung im Frühstadium positiv
beeinflussen, wohingegen die gleiche Menge an Bewegung in der Spätphase der Knochenhei-
lung zu einer verzögerten Heilung oder einem Ausbleiben der Heilung führt (JAGODZINSKI
u. KRETTEK, 2007; EPARI et al., 2007).
EPARI et al. (2013) formulierten in ihrer Studie die Hypothese, dass eine flexibel gestaltete
Fixation im Frühstadium der Knochenheilung zu einer vermehrten Kallusbildung führt und
eine mehr rigide gehaltene Fixation im späteren Knochenheilungsprozess eine beschleunigte
Mineralisation des Kallusgewebes zur Folge hat und sich dadurch der Knochenheilungspro-
zess beschleunigen lässt. Dieses Konzept wird �inverse dynamization� genannt. GLATT et
al. (2012) benennen dieses Konzept �reverse dynamization� und verwendeten es in einem
�critical-size femoral defect model� an Ratten. Dass Frakturen auch unter relativ flexibler
Stabilisation ausheilen, konnten AUGAT et al. (2005) in ihrer Studie zeigen. Der Einsatz fle-
xibler Osteosyntheseverfahren gewinnt zunehmend an Bedeutung. Auf zellulärer Ebene wur-
den zahlreiche Bemühungen unternommen, die Reaktion einzelner Zellen auf mechanische
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Stimulation, Scher- und Torsionskräfte und hydrostatischem Druck zu beschreiben und zu
validieren (SCHELL et al., 2005). Zellproliferation und Zelldifferenzierung werden durch
diese Stimuli angeregt.
Die meisten Frakturen heilen jedoch durch indirekte Knochenheilung (ISAKSSON et al.,
2006). Sie stellt unter natürlichen Bedingungen die Norm dar. Es kommt unter der Ausbil-
dung von Kallusgewebe zur enchondralen Ossifikation und der Knochen regeneriert über
Gewebedifferenzierung (REDDI, 1994). In beiden Fällen spielen sowohl die biomechanische
Stabilität, die lokale Durchblutung des umliegenden Weichteilgewebes und der Frakturenden
selbst als auch die generelle Versorgungslage des Körpers mit Mineralstoffen (Calcium,
Phosphor, Magnesium), Vitaminen D und C, Aminosäuren (Hydroxyprolin), Proteinen (Kol-
lagen, Proteoglykanen), lokalen Zytokinen (Interleukine), Wachstumshormonen, lokalen Me-
diatoren (Stickstoffmonoxid), Prostaglandinen (PGE) und systemischen Hormonen (PTH,
Calcitonin) eine große Rolle (REDDI, 1981).
Je nach Autor sind in der Literatur unterschiedliche Angaben über die Phaseneinteilung der
sekundären Knochenheilung zu finden. McKIBBIN (1978) beschrieb sechs Stadien: Trauma,
Induktion, Entzündung, weicher Kallus, harter Kallus und Remodeling. EINHORN (1995)
unterschied fünf biologische Stadien: Hämatom und Entzündung, Angiogenese und Knorpel-
bildung, Knorpelverkalkung, Knorpelentfernung und Knochenbildung, Remodeling. FROST
(1989a, b) beschrieb die Frakturheilung lediglich mit den biologischen Reaktionen: Entzün-
dung, Granulation und Modeling/Remodeling.
Frakturierter Knochen heilt nach HING (2004) über enchondrale Ossifikation in einem in fünf
Phasen stattfindenden Prozess. Durch die Fraktur des Knochens kommt es zu einer Durch-
trennung des Blutflusses und einer akuten Sauerstoffunterversorgung des Gewebes (AUGAT
et al., 2005). Die erste Phase der Knochenheilung führt zur Entstehung eines Frakturhäma-
toms mit darauffolgender Entzündung. Im Frakturhämatom verspannen Fibrinfäden die bei-
den Bruchenden, das Hämatom wird organisiert. Durch die Zellen des Frakturhämatoms wer-
den unmittelbar nach dem Trauma Entzündungsmediatoren (NO, PGE2) und Signalmoleküle
(Interleukine, Wachstumshormone wie PDGF und FGF) freigesetzt (HOWES et al., 1988).
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Vor allem das Auftreten von Akute-Phase-Proteine (Interleukin-1 (IL-1) und Interleukin-6
(IL-6)) setzt eine Kaskade weiterer Abläufe frei. Sie fluten das Gebiet der lokalen Entzündung
und aktivieren proteolytische Enzymkaskaden, welche zur Koagulation und zu weiteren Ent-
zündungsreaktionen führen (REMEDIOS, 1999). Als Folge auf den unterbrochenen Blutfluss
sterben die Osteozyten in der Nähe des Frakturspalts. Dies führt zu einer lokalen Nekrose des
Knochens um die Fraktur (HING, 2004; AUGAT et al., 2005). Anschließend wachsen Kapil-
larsprossen entlang der Fibrinfäden und Exsudatmakrophagen bauen den Bluterguss und die
Gewebstrümmer ab, während ortsständige Makrophagen die Bruchränder durch Abbau glät-
ten (STUENZI u. WEISS, 1963; MEURER u. WOLF, 2006).
Als Antwort auf die GFs und Zytokine der Entzündungszellen werden aus dem Knochenmark
und dem Periost mesenchymale Stammzellen innerhalb des Muskels, des Knochens und des
Knochenmarks rekrutiert, proliferieren und differenzieren zu Osteoprogenitorzellen (LIE-
BERMANN et al., 2002; NAKAMURA et al., 2006). Dies führt zu einer sichtbaren Dicken-
zunahme des Periosts und zur Ausbildung von Kallus um den Frakturspalt (GOLDRING u.
GOLDRING, 1996; HING, 2004). Diese erste Phase der Knochenheilung dauert etwa 7 Tage
(FROST, 1989b). Das entstandene Frakturhämatom wird durch Granulationsgewebe ersetzt,
welches aus Entzündungszellen, Fibroblasten, Kollagen und eindringenden Kapillaren besteht
(REDDI u. HUGGINS, 1972; BRIGHTON u. HUNT, 1997).
Die Angiogenese ist ein wichtiger Faktor für den Frakturheilungsprozess (LIENAU et al.,
2005). Während der Blutung des Gewebes treten blutgerinnungsfördernde Faktoren auf, die
den Heilungsprozess initiieren (AUGAT et al., 2008). Die einwachsenden Gefäße bringen
neben Nährstoffen auch Zellen zum Verletzungsbereich, welche an dem Frakturheilungspro-
zess teilhaben. Angiogenese wird durch Makrophagen herbeigeführt, welche angiogene Fak-
toren innerhalb der lokalen hypoxischen Konditionen des Frakturkallus produzieren. Diese
neuen Blutgefäße, welche eine extraossäre Blutversorgung repräsentieren, stammen vom um-
gebenden Weichteilgewebe. Sie ernähren den periostalen Kallus und distanzierte kortikale
Fragmente. Die Blutgefäße erreichen am 10. Tag nach der Verletzung einen maximalen Blut-
fluss (AALTO et al., 1987). Mit der fortschreitenden Heilung nimmt der Beitrag des extra-
ossären Blutes zur weiteren Knochenheilung wieder ab (REMEDIOS, 1999).
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Unter den biologischen Faktoren, die zu einer erfolgreichen Knochenheilung führen, gehört
die Blutversorgung zu den am besten untersuchten Faktoren (AUGAT et al., 2008). Durch die
Verwendung von minimal invasiven Implantaten und die Frakturversorgung mittels flexibler
Fixation kann der Blutfluss weitestgehend aufrechterhalten werden oder sich schneller rege-
nerieren (PERREN, 2002).
Die Phase der Granulationsgewebsbildung umfasst etwa zwei Wochen (FROST, 1989a;
KLAUSHOFER u. PETERLIK, 1994). In der 2. Phase differenziert sich das Bindegewebe
zum weichen Kallus, der die bindegewebigen Frakturenden überbrückt und verbindet. Hier
spielen die Wachstumsfaktoren IGF, TGF-" und die Familie der BMPs eine wichtige Rolle
(JOYCE et al., 1990; BOSTROM u. CAMACHO, 1998). Sie sind für die Differenzierung und
enchondrale Ossifikation verantwortlich, BMP-2 vor allem für die Knochenbruchheilung
(BOSTROM et al., 1996), BMP-7 (oder OP-1 genannt) beim Knorpel (REDDI, 1981 u.
2001). Diese für die Frakturheilung wichtigen Wachstumsfaktoren werden nicht nur durch die
sich differenzierenden Osteoblastenvorläuferzellen und Osteoblasten synthetisiert, sondern
auch durch die resorbierende Knochenmatrix freigegeben.
Je instabiler die Fraktur ist, desto größer wird der Kallus sein (PERREN, 2002; CLAES et al.,
2002). Der Grad der Umfangsvermehrung wird nicht zuletzt durch die biomechanische Stabi-
lität bestimmt. HUTZSCHENREUTER et al (1973) und PERREN (2002) konnten beweisen,
dass die Menge und Größe des gebildeten Kallus mit der Amplitude der Bewegung zunimmt.
Die Amplitude und die Richtung der interfragmentären Bewegungen und somit die Kallus-
formation werden durch die Geometrie und die Steifigkeit des verwendeten Implantats be-
stimmt (GOODSHIP u. KENWRIGHT, 1985; KLEIN et al., 2003). Je steifer die Fixation ist,
desto geringer ist die Kallusbildung. Wird zum Beispiel ein monolateraler Fixateur ange-
bracht, ist durch diesen die Richtung der Bewegung vorgegeben und dadurch auch die Aus-
richtung des Kallus (KLEIN et al., 2003). Dennoch ist weitläufig akzeptiert, dass eine flexible
Fixation mit gemäßigten axialen Bewegungen einen effektiven Stimulus für die Kallusbildung
darstellt und somit zu einer verbesserten Knochenheilung führen kann (AUGAT u. CLAES,
2008).
Mit zunehmender enchondraler Ossifikation geht die Fraktur in die dritte Phase des harten
Kallus über. Der in der zweiten Phase entwickelte Faserknorpel wird durch die Einlagerung
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von Mineralsalzen kalzifiziert und bildet eine erste knochenähnliche Überbrückung der Frak-
turenden (MCKIBBIN, 1987; STÜRMER, 1996; HING, 2004). Da die Differenzierung des
Granulationsgewebes und somit der weitere Verlauf der Heilung von den Umständen im
Frakturgebiet abhängt, gibt es unterschiedliche Formen der Kallusbildung (SCHEBITZ et al.,
1993):
Primäre angiogene Kallusbildung:
Wenn bei einer Frakturversorgung sämtliche biomechanische Faktoren, die die Heilung nega-
tiv beeinflussen, ausschaltbar sind, kann eine primäre angiogene Kallusbildung erfolgen. Da-
bei dienen die Kapillaren des Granulationsgewebes als Leitschienen. Die mesenchymalen
Zellen differenzieren im Kapillargeflecht zu Osteoblasten und produzieren schließlich ein
Geflecht von Knochenbälkchen (SCHEBITZ et al., 1993; KLAUSHOFER u. PETERLIK,
1994).
Sekundäre desmale Kallusbildung:
Wird keine vollständige Ruhigstellung der Fragmente erreicht, so treten wechselnde Zug- und
Druckbelastungen auf, die zu einer sekundären Kallusbildung führen (SCHEBITZ et al.,
1993). Hierbei kommt es zunächst zur Bildung kräfteaufnehmender Hilfsgewebe, bestehend
aus Bindegewebe, Knorpel- und Knochenzellen, welche dann durch Knochengewebe ersetzt
werden. Unterliegt das Granulationsgewebe Zugspannungen, dann bilden sich in Zugrichtung
ausgerichtete kollagene Fasern, um der Spannung entgegenzuwirken (SCHEBITZ et al.,
1993; BONATH u. PRIEUR, 1998).
Sekundäre chondrale Kallusbildung:
Lastet hingegen ein Druck mit geringer Schleifbewegung auf den Fragmentenden, resultiert
daraus im perivaskulären Bereich eine Umwandlung der Mesenchymzellen zu Chondroblas-
ten. Diese scheiden Knorpelgrundsubstanz ab und schließen dabei Chondrozyten ein. Dadurch
erfolgt die Bildung eines plastisch verformbaren Knorpelgewebes, das der Belastung entge-
genwirkt (SCHEBITZ et al., 1993). Der Knorpel ersetzt das Granulationsgewebe zunächst in
der Peripherie des Kallus, und dringt dann zum Zentrum vor (BONATH u. PRIEUR, 1998).
Zur ausreichenden Stabilisierung der Fraktur wird die Grundsubstanz des Knorpels minerali-
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siert (SCHEBITZ et al., 1993; BONATH u. PRIEUR, 1998). Dadurch resultiert auch eine
Abnahme der interfragmentären Beweglichkeit. Erst dann wird der verkalkte Knorpel durch
eindringende Gefäßsprossen abgebaut und durch neue Knochenbälkchen ersetzt (SCHEBITZ
et al., 1993; BONATH u. PRIEUR, 1998). Die Trabekel des produzierten Geflechtknochens
richten sich durch Zufall aus, wobei sich innerhalb des Geflechts Kapillarkanäle bilden
(CORNELL u. LANE, 1992; BRIGHTON u. HUNT, 1997; REMEDIOS, 1999). Weiterhin
sind Osteoklasten zu beobachten, die abgestorbenes Knochenmaterial entfernen (BRIGHTON
u. HUNT, 1997).
In der Regel treten neben völlig ruhiggestellten Frakturbereichen stets gewisse Zug-und
Druckkräfte auf, sodass bei der sekundären Knochenheilung angiogene, desmale und chond-
rale Prozesse parallel ablaufen (SCHEBITZ et al., 1993). In histologischen Schnitten sind
diese einzelnen Bereiche gut darstellbar (SCHENK u. WILLENEGGER, 1964; SCHENK,
1986).
Der nach etwa drei bis vier Monaten gebildete Kallus hält schließlich durch Entwicklung von
Stärke und Härte einer vorsichtigen mechanischen Belastung bereits stand (KLAUSHOFER
u. PETERLIK, 1994; BRIGHTON u. HUNT, 1997; BONATH u. PRIEUR, 1998). In dieser
Phase ist zwar eine Fragmentüberbrückung erreicht, jedoch unterscheidet sich der Frakturbe-
reich noch strukturell vom originalen Knochen (REMEDIOS, 1999). CLAES et al., (2002)
beschrieben, dass bei größeren interfragmentären Bewegungen stets Faserknorpel gebildet
wird.
Im abschließenden Umbauprozess wird die ursprüngliche Lamellenstruktur des Knochens
wiederhergestellt (STUENZI u. WEISS, 1963; MEURER u. WOLF, 2006). Es vollzieht sich
die Umwandlung des Kallus in Faserknochen, welcher die Fraktur verfestigt. Das wenig stabi-
le, geflechtartige Knochengewebe wird durch Lamellenknochen ersetzt (SCHEBITZ et al.,
1993; HING, 2004). Die Lamellen richten sich hierbei entsprechend den Belastungsrichtun-
gen aus (WOLFF, 1892). Da mit dem Umbau des Frakturkallus tragfähigere Strukturen ent-
stehen, kann das überflüssig gewordene Gewebe abgebaut werden �Applanation� (SCHE-
BITZ et al., 1993).
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Veränderte Knochenheilung
Union, Delayed Union, Non-Union und Pseudarthrosen
Das Ziel der Frakturbehandlung ist die erfolgreiche Wiederherstellung der Knochenstruktur,
der Knochenzusammensetzung und ihrer Funktion. Die Mehrheit der Frakturen (90-95%)
kann erfolgreich behandelt werden (EINHORN, 1995). Dennoch bleibt eine große Zahl an
Patienten zurück, bei denen eine erfolgreiche Knochenheilung nicht erreicht werden kann. Die
Ursachen hierfür sind zahlreich. Neben biologischen, ernährungsphysiologischen, physikali-
schen Faktoren spielen auch genetische Einflüsse eine nicht zu vernachlässigende Rolle
(AUGAT et al., 2005). Weiterhin wird auch Osteoporose, die Menopause der Frau, wie auch
zunehmendes Alter für eine Knochenheilungsstörung verantwortlich gemacht. Zusätzlich er-
geben sich Störungen der Knochenheilung durch operative und nicht operative Interventio-
nen, wie eine inadäquate Immobilisierung der Fraktur, großflächige Zerstörung des Weicht-
eilgewebes oder erneute Manipulation der Fraktur. Diese und viele andere Prozesse können
zu einer verzögerten Heilung, Delayed Union, oder zu einer ausbleibenden Heilung, Non-
Union, führen (EINHORN, 1998a u. 1999).
Das angestrebte Ziel einer Knochenheilung ist die Union. Dieser von denBOER et al. (2002)
geprägte Begriff wird jedoch noch nicht allgemein akzeptiert. Laut EINHORN (1998b) ver-
steht man unter dem Begriff Union, die Wiederherstellung der Knochenkontinuität aufgrund
physiologisch ungestört ablaufender Heilungsprozesse. Die Bewertung der Union basiert vor
allem auf klinischen und röntgenologischen Untersuchungen (denBOER et al., 2002). Die
Abwesenheit von manuell auslösbarer Bewegung und Schmerz im Frakturbereich, als auch
die Fähigkeit der vollen Gewichtsbelastung auf dem betroffenen Bein ohne Schmerz oder
Unterstützung (SHARRARD, 1990; KENWRIGHT et al., 1991; SCHMITZ et al., 1999; WU
et al., 1999) wird klinisch als Kriterium der Union bewertet. Röntgenologisch ist das Vorhan-
densein eines überbrückenden Kallus mit mindestens drei der vier Kortikalis-Strukturen als
Kriterium für eine Union anzusehen. Hierbei werden die Röntgenaufnahmen aus zwei Ebenen
bewertet (SCHMITZ et al., 1999; HAK et al., 2000).
Kommt es während der Knochenheilung zu einer verzögerten Heilung, spricht man von einer
Delayed Union. Man versteht darunter, dass die Heilungsprozesse im Laufen sind, die einzel-
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nen Prozesse aber nicht in der Zeit ablaufen, die vergleichsweise einer Union zu erwarten sind
(EINHORN, 1998b). Das Ergebnis ist bei einer Delayed Union noch nicht absehbar. RÜTER
u. MAYR (1999) sowie RUNKEL u. ROMMENS (2002) definieren den Begriff nach einem
Zeitkriterium. Hierbei spricht man von verzögerter Heilung, wenn die Fraktur nach vier Mo-
naten noch nicht verheilt ist. Ein insuffizienter Blutfluss führt in den meisten Fällen zu einer
verzögerten Heilung (AUGAT et al., 2005).
Als Non-Union bezeichnet man eine Kombination von knöcherner und fibröser Heilung. Eine
knöcherne Kontinuität und Funktion kann nicht mehr erreicht werden (EINHORN, 1998b).
RÜTER u. MAYR (1999) sowie RUNKEL u. ROMMENS (2002) definieren den Begriff
Non-Union über das Ausbleiben einer Frakturheilung nach einem Zeitraum von mehr als 6
Monaten.
Andererseits kann es nach denBOER et al. (2002) mehrere Jahre dauern, bis eine Unterschei-
dung zwischen einer Delayed Union und einer Non-Union möglich ist. Deshalb wird es als
praktikabler angesehen ein festes Zeitlimit zu setzen. Hat nach sechs Monaten noch keine
Heilung des Knochens eingesetzt, ist davon auszugehen, dass es sich um eine Non-Union
handelt.
Eine objektive Methode für die Bewertung der Frakturheilung besteht in der Messung der
Biegesteifigkeit des heilenden Knochens (HENTE et al., 2003). Hierfür werden spezielle Stei-
figkeitsmessgeräte benötigt. Die Durchführung ist sehr aufwendig und die Apparatur kosten-
intensiv (KENWRIGHT et al., 1991; MARSH, 1998).
In Folge einer Non-Union kann es zur Ausbildung einer Pseudarthrose kommen. Im Endsta-
dium formiert sich im Bereich der Frakturlinie eine synovialartige Kapsel in einen Pseudoge-
lenkraum (SANDFORT, 2015). Man unterscheidet die atrophe, nicht-reaktive Pseudarthrose
mit vollständigem Fehlen von knöchernen Reaktionen von der avaskulären/avitalen Pseu-
darthrose mit oder ohne Knochenverlust. Weiterhin wird zwischen einer reaktiven, hypertro-
phen Pseudarthrose mit vermehrter Sklerose der Knochenenden und überschießender Kno-
chenbildung (meistens der unteren Extremität, hypertroph) und einer infizierten Pseudarthro-
se unterschieden. Röntgenologisch lässt sich die Pseudarthrose in drei Stadien einteilen. Das
erste Stadium, Resorptionsstadium, spiegelt sich in einem erweiterten Frakturspalt wieder.
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Das zweite Stadium zeigt Knochenresorptionszonen und Zysten. Im dritten Stadium lässt sich
eine fortschreitende Sklerosierung der Fragmentenden bei Nichtfusion erkennen
(SANDFORT, 2015).
Negativ wirkende Einflussfaktoren auf die Knochenheilung
Die Frakturheilung lässt sich durch eine Vielzahl von Faktoren beeinflussen. Um im Falle
einer verzögerten Heilung, Delayed Union, oder auch einer Non-Union eliminierend wirken
zu können, ist es wichtig ein Verständnis für die Faktoren zu erlangen, die im Falle einer Stö-
rung der Knochenheilung wirken. Folgenden Faktoren wird eine Bedeutung bei den entspre-
chenden Knochenheilungsstörungen zugeschrieben (denBOER et al., 2002; PERREN, 2002).
Insuffiziente Vaskularisation
Eine erfolgreiche Frakturheilung beruht hauptsächlich auf zwei Vorgaben, mechanische Sta-
bilität und eine funktionierende Blutversorgung (TURNER, 1998; PERREN, 2002). Durch
Traumata kommt es vor allem im Periost zu einer Zerstörung der lokalen Blutgefäßversor-
gung (RUNKEL u. ROMMENS, 2002; AUGAT et al., 2005). Exzessive Dislokation und
Weichteilgewebsschädigung deuten auf eine lokale Unterbrechung der Gefäßversorgung hin.
Eine insuffiziente Blutversorgung resultiert meist in einer Delayed Union oder sogar in einer
atrophischen Non-Union. Fehlt es jedoch an mechanischer Stabilität, kann auch bei guter
Blutversorgung die Knochenheilung fehlerhaft sein und in einer hypertrophen Non-Union
enden (MÜLLER et al., 1968; CLAES et al., 2002). Weiterhin kann das Auftreten von fibri-
nösem Knorpel aus einer insuffizienten Blutversorgung resultieren, wohingegen eine gute
Knochenbildung für eine adäquate Blutversorgung bei stabilen Bedingungen spricht (CLAES
et al., 1998).
Neben einer insuffizienten Vaskularisation nach einem Trauma besteht auch bei der operati-
ven Versorgung der Fraktur das Risiko der Gefäßschädigung und den dadurch folgenden
Knochenheilungsstörungen. So führt die anatomische Rekonstruktion mittels Plattenosteosyn-
these nach großflächiger Freipräparation des Knochens und mechanischer Bearbeitung des
Periosts zu einer Devaskularisation des Knochens. Bei einer Frakturversorgung mittels in-
tramedullärer Marknagelung resultiert die Operationstechnik in einer erheblichen Zerstörung
der medullären Blutgefäße (SCHWEIBERER et al., 1999; CLAES et al., 2002). Deshalb
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wurde in den letzten Jahren die Frakturversorgung mittels Brückenplatten oder weniger inva-
siven Implantaten wie einem Fixateur externe oder einem intramedullären Nagel als biologi-
sche Osteosynthese propagiert (CLAES et al., 1998 u. 2002; denBOER et al., 2002).
Mechanische Ursachen
Ein weiterer wichtiger Faktor für die Knochenheilung ist die Bewegung der Frakturenden
gegeneinander. Eine zu Beginn stabile Versorgung der Fraktur, bei möglichst gewährleisteter
Blutversorgung, liefert die besten Ergebnisse der Knochenheilung. Dennoch besteht großflä-
chig die Meinung, dass eine flexible Fixation mit leichter axialer Bewegung ein wirkungsvol-
ler Stimulus für die periostale Kallusbildung ist und sich die Knochenheilung dadurch be-
schleunigen lässt (KENWRIGHT et al., 1991; CLAES et al., 2002; AUGAT et al., 2008).
Sowohl KENWRIGHT u. GOODSHIP (1989) als auch ISAKSSON et al. (2006) konnten
nachweisen, dass minimale Beweglichkeit die Heilung fördert. Eine zu starre Fixation kann
die Regeneration des Knochens stören, da die Entzündungsphase verkürzt oder sogar unter-
bunden wird (CORNELL u. LANE, 1992). AUGAT et al. (2008) konnten in ihrer Studie zei-
gen, dass größere interfragmentäre Bewegungen während der Frühphase der Knochenheilung,
sich positiv auf den kortikomedullären Blutfluss auswirken. Die Amplitude und die Richtung
der anfänglichen interfragmentären Bewegung werden durch die Geometrie und die Steifig-
keit des Implantates beeinflusst (KENWRIGHT u. GOODSHIP, 1989; GARDNER et al.,
2007). Großflächige interfragmentäre Bewegungen verlängern die Knochenheilung und ver-
ursachen eine Delayed Union oder eine Non-Union, diese wiederum münden dann in Pseu-
darthrosen (MÜLLER et al., 1968; CLAES et al., 1998; RUNKEL u. ROMMENS, 2000;
KLEIN et al., 2003).
Ein weiter mitunter kontrovers diskutierter Punkt ist die frühe Belastung der Gliedmaße nach
einer Frakturversorgung. Laut ARO et al. (1993) spielt die frühzeitige Belastung eine wichti-
ge Rolle für die Heilung des Knochendefektes. Die mechanische Belastung soll die Kallusbil-
dung anregen und auch die Mineralisation fördern (CLAES et al., 1998; KLEIN et al., 2003).
Für HULTH (1989) ist die Belastung der Gliedmaße der einzige äußere Faktor, der eine Frak-
turheilung stimulieren kann. Kommt es jedoch zu einer starken Instabilität aufgrund inter-
fragmentärer Bewegung, wird der natürliche Heilungsablauf gestört und es folgen Komplika-
tionen der Knochenheilung, beginnend mit einem Lockern der Implantate (RÜTER u. MA-
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YR, 1999; RUNKEL u. ROMMENS, 2000; AUGAT u. CLAES, 2008). Im Fall mangelnder
Stabilität werden die neu gebildeten Kapillaren und Knochentrabekel immer wieder zerstört.
Die Reparaturkaskade wird jedes Mal neu initiiert. Dies fördert die Kallusentwicklung, aber
eine knöcherne Überbrückung des Frakturspalts bleibt aus (denBOER et al., 2002). Mehr als
90% aller hypertrophen Non-Unions werden auf eine insuffiziente Immobilisation bei der
konservativen Frakturbehandlung zurückgeführt (RUNKEL u. ROMMENS, 2002). Durch
exzessive Belastung kann aber auch nach adäquater Frakturversorgung eine Störung im Hei-
lungsverlauf des Knochens entstehen (denBOER et al., 2002; AUGAT et al., 2005).
1.3 Implantate für die Frakturversorgung mittels Plattenosteosynthese
Obwohl die Frakturversorgung mittels biologischer Osteosynthesen (PERREN, 2002) an Po-
pularität gewinnt, werden noch immer einfache diaphysäre Frakturen mit Hilfe einer Kom-
pressionsplatte versorgt (OH et al., 2010). Mit den Kompressionsplatten wird eine Stabilisati-
on der Fraktur unter Kompression längs des Frakturbereichs erreicht. Diese Stabilität gilt als
Schlüssel für eine erfolgreiche Heilung. Die interfragmentären Bewegungen sollten sich in
einem Bereich von kleiner als zwei Prozent bewegen (PERREN, 2002; CLAES et al., 2002;
AUGAT et al., 2005), wobei die anfänglichen mechanischen Bedingungen den Heilungser-
folg bestimmen (SCHELL et al., 2005). Um klinisch absolute Stabilität und Kompression zu
erreichen, sollten die Frakturenden anatomisch korrekt und ohne Frakturspalt reponiert wer-
den. Die Funktion der Platte wird weder durch ihre Form noch durch ihre Adaption an die
anatomische Gegebenheiten diktiert.
Die Plattenosteosynthese ist ein Verfahren, bei dem diese Form der Frakturheilung gewähr-
leistet werden kann (MÜLLER et al., 1977; OH et al., 2010). Bei der Anwendung von Platten
als Osteosynthesemittel zeigt sich historisch gesehen eine Entwicklung von der reinen
Schienung (HANSMANN, 1886; LANE, 1909; SHERMAN, 1912; VENABLE u. STUCK,
1947) hin zur interfragmentären Kompression als stabilitätserhöhendes Prinzip (EGGERS,
1948; VENABLE, 1951; BAGBY u. JANES, 1958; MÜLLER et al., 1963). Bei der Kno-
chenschienung wird das distale Hauptfragment mit dem proximalen durch ein am Knochen
angebrachtes Implantat verbunden. Die Druck-, Scher- und Torsionskräfte, die bei der Glied-
maßenbewegung im Knochen auftreten, werden über den Frakturspalt geleitet (PRIEUR,
1984).
Literaturübersicht
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In den 1950er Jahren wurde die Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefragen (AO) in der
Schweiz gegründet. Ihr Bestreben war die Standardisierung von Verfahren zur Frakturversor-
gung, die anatomische Rekonstruktion der Frakturfragmente, eine stabile innere Fixation
durch interfragmentäre Kompression, die Erhaltung der Blutversorgung von Knochen und
Weichteilen durch atraumatische Operationstechnik und die frühe aktive Mobilisation der
verletzten Extremität (DELFS, 2007). Die AO sah die Verplattung als ideales Osteosynthese-
verfahren an. Mit hierfür ausschlaggebend war eine Veröffentlichung von DANIS (1949), in
welcher er die Vorzüge der Plattenosteosynthese beschrieb (DELFS, 2007). Hierbei wird die
unter axialer Kompression und rigider Fixation ohne Kallusbildung erreichte Knochenbruch-
heilung als primär, die unter Kallusbildung z.B. bei konservativer Behandlung oder Markna-
gelung erreichte Heilung als sekundär beschrieben (DANIS, 1949).
1965 entwickelten ALLGÖWER et al. die Dynamische Kompressionsplatte (DCP) mit halb-
zylindrischen Spann-Gleitlöchern (DELFS, 2007). Das Prinzip der DCP kann mittels einer
Kugel die auf einer schiefen Ebene herunterrollt, erklärt werden. Die Kugel wird durch den
Schraubenkopf verkörpert, die schiefe Ebene ist im Plattenloch eingefügt. Die Schraube ist im
Knochen unterhalb der Platte fixiert und verhindert ein Verschieben der Platte. Die Fraktur-
ebene wird unter Kompression gebracht, indem der Knochen mit der Schraube in Richtung
der Fraktur verschoben wird (DIETZ u. LITZKE, 2004). Handelt es sich um eine Fraktur der
unteren Extremität, kann die Zuggurtungsplatte Anwendung finden. Sie wandelt Zugspan-
nung in Druckspannung um (DELFS, 2007). Eine Variante stellt die Neutralisationsplatte dar.
Sie wird mit Schrauben, die eine Zugbelastung auf die Bruchflächen ausüben, an der Zugseite
des Knochens angebracht und bewahrt die fixierten Fragmente vor übermäßiger Belastung
(SCHEBITZ et al., 1993).
Eine Weiterentwicklung der DCP ist die LC-DCP (limited contact dynamic compression pla-
te), bei welcher die Knochenauflage um die Hälfte gegenüber der herkömmlichen DCP redu-
ziert ist. Durch die Verkleinerung der Plattenkontaktfläche mit dem Knochen, sowie verän-
derte Spanngleitlöcher werden eine sehr exakte Reposition der Fragmente und die Erhaltung
von vitalem Gewebe ermöglicht. Die Gefahr der Stress-Abschirmung wird durch das Design
der Platte deutlich reduziert (YUEHUEI, 2002). OH et al. (2010) untersuchten in ihrer Studie
anhand mechanischer Testung und FEA (finite element analysis) die mechanische Stabilität
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und Steifigkeit des LC-DCP-Knochenkonstrukts bei unterschiedlichen Frakturspaltgrößen
hinsichtlich der Ausübung von Druck-, Torsions- und Vierpunktladungskräften. Es zeigte
sich, dass die Abnahme der Steifigkeit hauptsächlich von der Tiefe des Knochendefekts ab-
hängig ist. Die Steifigkeitsabnahme ist bei den Versuchsmodellen mit dem gleichen Defekt,
jedoch einer unterschiedlichen Spaltgröße ähnlich. Sie folgerten, dass es selbst bei einem
dünnen Frakturspalt von nur einem mm zu einem exponentiellen Abfall der Steifigkeit
kommt. Ein Kontakt der Frakturoberfläche von mindestens 50% ist nötig, um eine unnötige
Spannungskonzentration im Plattenbereich zu vermeiden.
Die aktuelle Entwicklung geht zu winkelstabilen Plattensystemen. Hierbei werden die
Schrauben, mit dem die Fraktur überbrückenden Träger derartig verbunden, dass sie sich hin-
sichtlich des Befestigungswinkels nicht verschieben lassen. Zu den winkelstabilen Plattensys-
temen zählt neben dem PC-Fix (point contact fixateur), einem inneren Plattenfixateur auch
die LISS-Platte (less invasive stabilization system) und die LCP (locking compression plate).
Der PC-Fix, als auch die LC-DCP bieten durch die Reduktion der Kontaktfläche eine geringe-
re Beeinträchtigung der Blutversorgung des Knochens. Bei der LISS-Platte ist der Kontakt
der Platte zum Knochen nicht mehr notwendig, da durch ein Gewinde in den Schraubenlö-
chern und Schraubenköpfen eine winkelstabile Verankerung ermöglicht wird. Die LCP lässt
sich sowohl als konventionelle Platte, als auch als Fixateur externe verwenden. Unter Ver-
wendung konventioneller Schrauben ermöglicht sie eine dynamische Kompression, kann je-
doch auch für eine winkelstabile Verschraubung eingesetzt werden. Ein weiteres neues Ver-
fahren ist die MCP (minimum contact plate) ihre Entwicklung basiert auf dem gleichen Prin-
zip (YUEHUEI, 2002). Mechanisch zeigt sie eine adäquate Steifigkeit und Stärke für den kli-
nischen Einsatz (NEUBAUER u. WAGNER, 2009). Hinsichtlich ihrer Torsions-, Druck- und
Vierpunktladungskräften unterscheidet sie sich nicht wesentlich von den herkömmlich ver-
wendeten Platten (YUEHUEI, 2002).
1.4 Implantatzusammensetzung
Die herkömmlichen Osteosyntheseimplantate der Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefra-
gen (AO) sind aus Stahl oder einer Stahllegierung gefertigt (ISO 5382/1) und enthalten neben
anderen Komponenten etwa 18% Chrom und zwischen 10 und 14% Nickel. Dieser Nickelan-
teil wird von menschlichem Gewebe meistens sehr gut toleriert (RYHÄNEN et al., 1997
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u.1999; SHABALOWSKAYA, 2002). Jedoch reagiert etwa 10% der Bevölkerung auf eine
dieser Legierungskomponenten allergisch (PERREN, 2002; SHABALOWSKAYA, 2002).
Weiterhin zeigt Nickel toxische Effekte auf Zellkulturen und Gewebe. Verantwortlich hierfür
sind Ni2+ Ionen. Diese binden an ein Carrier Protein und aktivieren Langerhans-Zellen in der
Haut, die über Antigenpäsentation an T-Lymphozyten die Immunreaktion in Gang setzen
(RYHÄNEN et al. 1997 u. 1999; ENGELHARDT u. BREVES, 2010).
Für extramedulläre Plattenosteosynthesen und intramedulläre Nägel wird seit langem Rost
freier Edelstahl (V4A-Stahl) nach ISO 5832-1 verwendet. Alternativ sind Osteosyntheseplat-
ten aus kommerziellem Reintitan nach ISO 5832-2 und der Marknagel aus einer Titanlegie-
rung (zum Beispiel Titan-Aluminium-Niobium-Ti-Al6-Nb7-) erhältlich. Für die Funktion
eines Osteosyntheseimplantates sind Biegebelastbarkeit, Duktilität, Zugfestigkeit, Elastizi-
tätsmodul, Ermüdungsverhalten und eine gute Biokompatibilität wesentliche Voraussetzun-
gen (ARENS u. HANSIS, 1998).
Titan zum Beispiel zeigt eine gute Gewebeverträglichkeit und hat sich aufgrund seiner me-
chanischen Eigenschaften, wie zum Beispiel seiner großen Belastbarkeit, seinem vergleichs-
weise geringen Elastizitätsmodul (105 GPa), seinem niedrigen Gewicht und seiner Korrosi-
onsbeständigkeit (WEVER et al., 1997), als geeignetes Material für die Herstellung von Plat-
ten und Schrauben herausgestellt (LEMBERT et al., 1972; TURNER et al., 1986; PERREN,
2002; EL-MAJDALAWI, 2006). GERBER et al. (1994) demonstrierten die hohe Verträglich-
keit von Reintitan in Organkulturen von Rattenfemora. Zellen und Weichteilgewebe haften
relativ fest an der Oberfläche von Reintitan. Reintitan ist unter ähnlichen Belastungen fast
zweimal elastischer als Stahl. Das verformbarere Material ermöglicht eine Konturanpassung
an die anatomischen Gegebenheiten des Knochens. Ein Nachteil ist, dass hierdurch die Fein-
reposition "über das Implantat" im Gegensatz zum Stahl erschwert ist und es eher zu einer
Verformung des Titanimplantates kommt (ARENS u. HANSIS, 1998). Seit Mitte des letzten
Jahrhunderts wird Titan in der Medizintechnik eingesetzt. Speziell im Bereich der Gesichts-
chirurgie sind Titanminiplatten aufgrund ihrer Eigenschaften nicht mehr weg zu denken.
Reintitan wird als biokompatibel angesehen, da sich auf der Titanoberfläche eine sehr dünne
Titanoxidschicht bildet (EL-MAJDALAWI, 2006). Aufgrund dieser Passivierung kann ein
Herauslösen von Metallionen und einem Abbau des Materials im Körper verhindert werden
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(DISEGI, 2000). Freie Titanpartikel haben eine Unterdrückung der Osteoblastenmerkmale in
den menschlichen mesenchymalen Stammzellen zur Folge (WANG et al., 2002). Mittels sei-
nes niederen Elastizitätmoduls (105 GPa) ähnelt Titan den Eigenschaften des Knochens (E-
modul 20 GPa). Über seine Bionisierung kommt es zu einem integralen Verbund zwischen
Knochen und der Implantatoberfläche und somit zu einer stabilen Grundlage für die Kno-
chenheilung.
Stahl oder Titan (MEYER-LINDENBERG et al., 1996; DIETZ u. LITZKE, 2004) werden am
häufigsten für die Herstellung interner Fixationselemente verwendet (RYHÄNEN et al., 1999;
DISEGI u. ESCHBACH, 2000). Implantate aus Stahl verfügen ähnlich wie Titanimplantate
sowohl über eine hervorragende Kombination ihrer mechanischen Eigenschaften, wie Korro-
sionsbeständigkeit, als auch ihre Wirtschaftlichkeit (DAVIS, 2003). Das E-modul von Stahl
beträgt 210 GPa. Nach der klassischen Definition ist Stahl eine Eisen-Kohlenstoff-Legierung,
die weniger als 2,06 % (Masse) Kohlenstoff enthält. Dieser Definition folgt auch die DIN EN
10020, nach der Stähle Werkstoffe sind, deren Massenanteil an Eisen größer ist als der jedes
anderen Elements und dessen Kohlenstoffgehalt im Allgemeinen kleiner als 2 Gew.-% C sind.
Das wichtigste Legierungselement im Stahl ist Kohlenstoff. Er liegt als Verbindung (Zemen-
tit, Fe3C) vor. Die Bedeutung von Kohlenstoff im Stahl ergibt sich aus seinem Einfluss auf
die Stahleigenschaften und Phasenumwandlungen. Im Allgemeinen wird Stahl mit höherem
Kohlenstoffanteil fester, aber auch spröder. Durch Legieren mit Kohlenstoff entstehen in Ab-
hängigkeit von der Konzentration und der Umgebungstemperatur unterschiedliche Phasen:
Austenit, Ferrit, Primär-, Sekundär-, Tertiärzementit und Phasengemische: Perlit, Ledeburit.
Die Phasenzusammensetzung von Stahl wird für den Gleichgewichtszustand mit dem Eisen-
Kohlenstoff-Diagramm beschrieben. Die Dichte von Stahl beträgt rund 7850 kg/m³. Der
Schmelzpunkt von Stahl kann je nach den Legierungsanteilen bis zu 1530°C betragen.
Über Jahre hinweg hat sich die Qualität von Implantaten aus Stahl im medizinischen Bereich
manifestiert. Ihre Zusammensetzung, ihre Mikroarchitektur und ihre spannungstechnischen
Eigenschaften wurden in der ISO Norm festgehalten und standardisiert. Hinsichtlich ihrer
Drehungseigenschaften unterscheiden sie sich von den Implantaten aus Titan. Stahlschrauben
lassen sich einfacher handhaben, da der Chirurg die plastische Veränderung fühlen kann und
dadurch ein Überdrehen der Schrauben verhindert wird (DISEGI u. ESCHBACH, 2000).
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Dennoch ist Implantatstahl trotz seines hohen Reinheitsgehaltes nicht frei von Korrosion.
Durch Reibung im Bereich der Schraubenlöcher und galvanischen Vorgängen kann es zur
Freisetzung löslicher Produkte kommen, die das lokale Milieu beeinflussen. Die höhere Stei-
figkeit des Stahls bedingt eine im Vergleich zum Titan geringere Verformbarkeit, was bei
Extrembelastungen zum Implantatbruch führen kann. Stahl weist eine höhere Ermüdungsfes-
tigkeit bei hohen Belastungen im Niedrigzyklusbereich und Titan eine höhere Ermüdungsfes-
tigkeit bei niedrigen Belastungen im Hochzyklusbereich auf. Neben ihren überwiegend posi-
tiven Eigenschaften besteht sowohl bei Implantaten aus Titan, als auch Stahl das Problem
einer möglichen Belastungsabschirmung. Beide Materialien sind in ihrem mechanischen Ver-
halten rigider als der Knochen und können sich dadurch nachteilig auf die Knochenheilung
auswirken. Die zulässige Dehnung (FG/E) beträgt beim kortikalen Knochen 0,75%, bei cp-
Titan 0,66% und bei Stahl 0,38%. Falls es zu der sogenannten Belastungsabschirmung
(Stress�Shielding) kommt, fehlt dem Knochen der physiologische Reiz, nach dem Wolffschen
Gesetz (WOLFF, 1892), sich durch Massenzunahme und Architekturoptimierung höheren
Belastungen anzupassen, da die Kraftdurchleitung unter Belastung durch das Implantat und
nur zu einem geringen Teil durch den sich regenerierenden Knochen geht (WOLFF, 1892).
Die unterschiedliche Rigidität von Knochen und Platte geht mit Mikrobewegungen zwischen
Platte und Knochen einher. Dies führt meist zu einem Knochensubstanzverlust (AUGAT u.
CLAES, 2008). Dieser Verlust an Knochensubstanz kann noch Jahre später beobachtet wer-
den (PERREN, 2002). WOO et al. (1984) konstruierten eine Platte aus Titan und 6% Alumi-
nium mit 4% Vanadium und versuchten hierüber die Steifigkeit des Implantats herabzusetzen
und dadurch die Knochenverluste zu verhindern.
Sowohl Implantate aus Stahl als auch Titan sind äußerst widerstandsfähig (RYHÄNEN et al.,
1999; EL-MAJDALAWI, 2006). Um auch für Patienten mit einer Nickelunverträglichkeit
Stahlimplantate zur Verfügung stellen zu können, wurden nickelfreie Stähle für den chirurgi-
schen Einsatz entwickelt (THOMAS et al., 2008). Stickstoff ersetzt hierbei den Nickelanteil.
Jedoch kommt es durch einen höheren Gehalt an Chrom, Molybdän und Stickstoff zur Ab-
nahme der Korrosionsbeständigkeit und auch zur schwereren Verarbeitungsfähigkeit des Ma-
terials.
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Als Implantatmaterialien kommen heute im Wesentlichen die Metalle: Stahl, Chrom-Cobalt,
Titan rein oder legiert in Frage. Von diesen enthält der Stahl Nickel und Chrom, er wird vor
allem für Osteosyntheseimplantate verwendet. Chrom-Cobalt Legierungen enthalten die zwei
Allergene Chrom und Cobalt. Diese Legierung ist im Vitallium früherer Osteosyntheseim-
plantate und in heute gängigen Prothesen enthalten. Reines Titan (sog. CP Titanium) enthält
nur Spuren von Eisen und ist mit Sauerstoff legiert. Bisher sind keine Allergien auf Rein-
Titan bekannt. Die im technischen Bereich weit verbreitete TAV Legierungen, besteht aus
Titan mit Aluminium und Vanadium. Von diesen ist Vanadium ein bekanntes Allergen
(CANCILLERI et al., 1992).
In dieser Studie werden Implantate auf Basis einer Nitinol-Formgedächtnislegierung einge-
setzt. Sie enthalten einen Nickelanteil von 49,8 bis 50,0 %, die restliche Komponente wird
durch Titan gebildet. Sie orientieren sich in Länge und Breite an einer herkömmlichen 2.0
mm Kleintierosteosyntheseplatte (DCP) (MEYER-LINDENBERG et al., 1996) und weisen
einen dreischichtigen Aufbau auf. Die Schichtdicke beträgt 0,5 und 1,0 mm. Der Mittelbe-
reich der Osteosyntheseplatte bildet den wesentlichen Teil. Durch die Beschichtung mit einer
FGL ist er mit Hilfe induktiver Erwärmung steifigkeitsvariabel (PFEIFER et al., 2013).
Im Jahre 1963 wurden zum ersten Mal die charakteristischen Eigenschaften von Nitinol durch
BÜHLER u. GILFRICH beschrieben. Implantate auf Basis einer Nitinol-
Formgedächtnislegierung erlauben die Herstellung von funktionellen Implantaten. Sie können
durch die Körpertemperatur aktiviert werden und lassen sich dadurch dem Heilungsverlauf
anpassen (KUJALA et al., 2002). Nitinol weist hohe Dämpfungseigenschaften, Superelastizi-
tät und die Fähigkeit des Einwegeffektes auf (RYHÄNEN et al., 1997). Diese Eigenschaften
in Kombination mit einer sehr guten Biokompatibilität, machen das Material interessant für
den medizinischen Einsatz (SHABALOWSKAYA, 2002). Die Dichte beträgt 6450 kg/m³ und
der Schmelzpunkt liegt bei 1240�1328 °C (NEUMÜLLER, 1983). RYHÄNEN et al. (1998 u.
1999) konnten in ihren Studien die gute Biokompatibilität von Nitinol in vitro bestätigen. Sie
untersuchten die primäre Zelltoxizität und Korrosionsrate von Nitinol in menschlichen Zell-
kulturen. Mit einer anfänglichen erhöhten Nickeldissolution, konnten jedoch keine toxischen
Effekte hinsichtlich einer Zellproliferation, oder einer Stagnation des Zellwachstums bei ei-
nem Kontakt mit der Materialoberfläche festgestellt werden. Nitinol weist in vitro eine gute
Literaturübersicht
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Biokompatibilität mit menschlichen Osteo- und Fibroblasten auf. WEVER et al. konnten
1997 die biologische Sicherheit von NiTi Implantaten bestätigen. Sie verwendeten einen Cy-
totoxizitätstest, der keine Anzeichen für Zelllyse, intrazelluläre Granulation oder morphologi-
sche Veränderungen der Zellstruktur zeigte. In einem Sensibilisierungstest konnten weder
Erytheme noch Ödemansammlungen dargestellt werden. Im Genotoxizitätstest zeigte der
Salmonellen Reverse Mutationstest keine erhöhten Mutationsfaktor (WEVER et al., 1997)
1.5 Formgedächtnislegierungen
Formgedächtnislegierungen sind in der Medizintechnik auf Grund ihrer hervorragenden Ei-
genschaften von großem Interesse. Temperaturinduziert lässt sich eine Formänderung des
Materials bei gleichzeitiger hoher Biokompabilität herbeiführen (FARGAS et al., 2007). Be-
sonders Formgedächtnislegierungen auf Basis einer Nickel-Titan-Legierung werden gerne für
den medizinischen Bereich verwendet. Durch das Auslösen des Einweg-
Formgedächtniseffekt wird eine Geometrieänderung des Implantats und eine Anpassung der
mechanischen Eigenschaften möglich (PFEIFER et al., 2010). In der Studie von PFEFER et
al. (2010) wird durch ein temperaturgeregeltes Wasserbad die Erwärmung des Materials her-
beigeführt. Eine Erhöhung der Temperatur von 37°C auf 55°C löst den Einwegeffekt und die
damit einhergehende Geometrieänderung des Implantats aus. Das Flächenträgheitsmoment im
flexiblen Teil des Implantats wird erhöht und das E-modul verdoppelt. Beide Effekte führen
zu einer Zunahme der Biegesteifigkeit des Implantats. Nach dem Abkühlen des Implantats auf
37°C verringert sich das E-modul, das Flächenträgkeitsmoment bleibt bestehen. Es ergibt sich
in der Studie von Pfeifer et al. (2010) eine Zunahme der Steifigkeit von 200%.
Dieses Formgedächtnisverhalten kann in einer Vielzahl von Materialien nachgewiesen wer-
den. Es findet sich in einigen Keramiken wie dem Blei-Zirkonat-Titanat. Zu den bekanntesten
Vertretern unter den Formgedächtnispolymeren zählen Polynoboren und Polyurethan. Die
größte Bedeutung haben jedoch metallische Formgedächtnismaterialien. Zu diesen gehören
unter anderem die Nickel-Titanlegierung Nitinol und Eisenplatin. Nitinol stellt bis heute das
einzige, technologisch erfolgreiche metallische Formgedächtnismaterial dar. Gute mechani-
sche Eigenschaften und die kommerzielle Verfügbarkeit zeichnen das Material aus
(GROSSMANN, 2015).
Literaturübersicht
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Die physikalische Grundlage des Einweg-Formgedächtniseffekts beruht auf einer diffusions-
losen martensitischen Phasenumwandlung des NiTi-Gefüges. Hierbei handelt es sich um eine
Umwandlung zwischen den Kristallstrukturen Martensit (Tieftemperaturphase) und Austenit
(Hochtemperaturphase). Bei Raumtemperatur liegt das Gefüge in der verzwillingten Form des
Martensits vor. Durch mechanische Krafteinwirkung kann das Gefüge in diesem Zustand ver-
gleichsweise einfach deformiert werden. Dabei verschieben sich die Kristalle an den Zwil-
lingsgrenzen. Wird die Temperatur über die Austenit-Start Temperatur (As) erhöht, wandelt
sich der Martensit in den Austenit. Zeitgleich nimmt das Material seine ursprüngliche Form
wieder an. Oberhalb der Austenit-Finish-Temperatur (Af) ist dieser Vorgang abgeschlossen.
Eine anschließende Abkühlung unterhalb der Martensit-Finish-Temperatur (Mf) bzw. der
Martensit-Start-Temperatur (Ms) bewirkt keine weitere Formänderung. Bei Nitinol sind drei
Arten von Formgedächtniseffekten zu unterscheiden. Welcher Effekt konkret unter den vor-
liegenden Umgebungsbedingungen genutzt werden kann, hängt sowohl von der Legierungs-
zusammensetzung als auch von der thermomechanischen Behandlung während der Herstel-
lung ab. Bei einer Erhöhung des Nickel Anteils in der Legierung um 0,1 at % sinkt die Ms um
etwa 10 Kelvin. Neben den beiden verschiedenen kristallinen Strukturen unterscheiden sich
die Gefügezustände im E-modul. Das E-modul des Martensit beträgt 30-35 GPa und das des
Austenits 70 GPa (GÜMPEL, 2004). Bezüglich ihrer Gesamtsteifigkeit ist das E-Modul der
NiTi-FGL relativ gering, verglichen mit konventionellen Werkstoffen wie Titan: E=105 GPa
und Edelstahl (316L) E = 210 GPa. Bei identischen geometrischen Abmaßen ergeben sich
geringere Grundsteifigkeiten der NiTi-FGL-Implantate (OLENDER et al., 2010).
Beim Einwegeffekt wird der Werkstoff scheinbar plastisch verformt. Durch eine Erwärmung
über eine kritische Temperatur nimmt er seine Ursprungsform wieder ein. Beim Zweiwegef-
fekt kann der Werkstoff zwischen zwei definierten Strukturen durch reine Erwärmung oder
Abkühlung umwandeln. Die Strukturen müssen dem Material zuvor in einer festgelegten
thermomechanischen Behandlung eintrainiert werden. Bei der Pseudoelastizität verfügt der
Werkstoff über die Eigenschaft reversible Verformungen von etwa 8 bis 10 % zu vollziehen.
Herkömmliche Stähle erreichen dagegen nur elastische Dehnungen von etwa 0,1 %. Nitinol
zeichnet sich durch eine gute Korrosionsbeständigkeit und Biokompatibilität aus. Das Materi-
al erzielt Festigkeiten von über 1200 MPa und reicht damit an die Stärke der meisten Stähle
heran.
Literaturübersicht
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Für den technischen Einsatz von Formgedächtnislegierungen muss berücksichtigt werden,
dass eine zyklische Betätigung des Formgedächtniseffektes zu einer funktionellen Ermüdung
führt. Es kommt zu einer Verschiebung der Umwandlungstemperatur und einer Veränderung
der mechanischen Eigenschaften. Dieser Effekt tritt zusätzlich zu der strukturellen Ermüdung
auf. Momentan finden sich etwa 80 bis 90 % aller Anwendungen von Nitinol-
Formgedächtnislegierungen in der Medizintechnik. Neben Implantaten wie gefäßerweiternde
Stents oder Knochenklammern wird der Werkstoff auch in verschiedenen medizinischen Ge-
räten eingesetzt. In der Dentaltechnik sind Wurzelkanalbohrer in der Lage, ohne große
Schwierigkeiten der nichtlinearen Wurzelkanalgeometrie zu folgen und �um die Kurve# zu
bohren (GROSSMANN, 2015). Die in dieser Studie verwendeten Implantate besitzen eine
durchschnittliche Umwandlungstemperatur der Nitinol-FGL von Af . Die Basis der
Formgedächtniseigenschaft beruht auf dem Auslösen des Einwegeffektes (EWE). Die Grund-
lage des EWE ist eine diffusionslose, reversible martensitische Phasenumwandlung des NiTi-
Gefüges (siehe Abbildung 3) (PFEIFER et al., 2010). Bei Raumtemperatur liegt dieses Gefü-
ge verzwillingt und in der martensitischen Form vor. In diesem Zustand ist durch mechani-
sche Krafteinwirkung eine Deformierung möglich. Es werden die Kristalle an den Zwillings-
grenzen diffusionslos verschoben. Bei einer Temperaturerhöhung über die Austenit-Start-
Temperatur (As) beginnt die Umwandlung des Martensits in den Austenit. Dadurch erreicht
das Gefüge eine stabilere energetische Konformation. Zeitgleich nimmt das Gefüge wieder
seine ursprüngliche Form an. Oberhalb der Austenit-End-Temperatur (Af) ist der Vorgang
abgeschlossen (PFEIFER et al., 2010).
Abbildung 3: Darstellung des Einwegeffekts
(MÜLLER et al., 2010 b) Seite 2
Literaturübersicht
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Eine weitere Senkung der Temperatur unter die Martensit-End-Temperatur (Mf), respektive
der Martensit-Start-Temperatur (Ms), bewirkt keine weiteren Formänderungen des Gefüges.
Es liegt nun wieder der martensitische Ausgangszustand vor. Plastische Deformationen der
NiTi-Legierungen sind bis maximal $ = 8% vollständig reversibel (GÜMPEL, 2004). Bei
Werten, die unter diesen 8% liegen, ist eine Rückumwandlung in die austenitische Form
durch Wärmezufuhr möglich. Dieser Vorgang kann beliebig wiederholt werden, sofern die
Verformung hinreichend klein ist und 8% nicht überschreitet. Der Gesamtprozess unterliegt
hierbei der Hysterese. Die Hysterese, das heißt die Temperaturdifferenz zwischen diesen bei-
den Phasenumwandlungen, beträgt zwischen 10 und 30 Kelvin bei Nitinol (PFEIFER et al.,
2010). Die charakteristischen Phasenumwandlungstemperaturen hängen von der Werkstoffzu-
sammensetzung ab. Nickelreiche Materialien besitzen Umwandlungstemperaturen unterhalb
der Raumtemperatur. Dies bewirkt, dass sich das Material bei Raumtemperatur in der Auste-
nitphase, im monokristallinen Zustand, befindet (DAVIS, 2003; PFEIFER et al., 2008).
1.6 Anwendungsgebiet der elektromagnetischen Induktionserwärmung
Durch den Einsatz von Implantaten auf Basis einer Formgedächtnislegierung kann mit Hilfe
von Induktionswärme eine Konformationsänderung und damit eine Formveränderung des
Implantats hervorgerufen werden (PFEIFER et al., 2013).
Die Induktionserwärmung ist ein Teilgebiet der heute in vielfältiger Form eingesetzten Elekt-
rowärme. Sie wird sowohl in der Industrie als auch im Haushalt verwandt. Ihr Anwendungs-
gebiet erstreckt sich vor allem auf die stahl- und metallverarbeitende Industrie. Der besondere
Vorteil der Induktionserwärmung liegt darin, dass die Wärme im Werkstück selbst erzeugt
werden kann, ohne dass eine äußere Wärmequelle erforderlich ist (PFEIFER et al., 2013).
Schnell, sicher und berührungslos, die Vorteile der Induktionserwärmung sind vielfältig. Sie
ermöglicht sehr hohe Temperaturen innerhalb von Sekunden und lässt sich einfach reprodu-
zieren und automatisieren.
Die Induktion und der Einsatz induktionsfähiger Materialien findet zunehmend Verwendung
in verschiedenen Bereichen der Medizin. So werden Stents und intravaskuläre Microactuators
aus formgedächtnisfähigen Materialien hergestellt (LEVITT et al., 2003; BUCKLEY et al.,
2003). JIA-CAN SU (2010) behandelte unter Verwendung seines patentierten NiTi-
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Formgedächtnisimplantats SMC (swan-like memory pressure connector) in den Jahren von
1990 bis 2007 156 Patienten mit einer Humerusschaft Nonunion. SIMON et al. (1989) stellten
einen Vena cava Filter unter Verwendung eine NiTi-Materials her. GIROUX et al. (1996)
zeigten in ihrer Studie, dass mittels Induktion eine selektive Erwärmung der Implantate mög-
lich ist. Im Bereich der Medizintechnik werden mit Hochfrequenzgeneratoren Implantate aus
Edelstahl und Titan vor der Umformung erwärmt, um eine spätere Kaltbrüchigkeit zu vermei-
den.
Nach dem physikalischen Induktionsgesetz baut sich um jeden, von einem Wechselstrom
durchflossenen Leiter, ein magnetisches Wechselfeld auf. Erhöht man das Magnetfeld, so
werden alle in die Nähe gebrachten Metalle erwärmt, da in ihnen dieselben Wirbelströme er-
zeugt werden können. Bei der elektromagnetischen Induktionserwärmung wird diese Eigen-
schaft des magnetischen Feldes genutzt, es kann ohne direkten Kontakt Energie übertragen
werden.
Ein wesentliches Problem bei der Induktionserwärmung ist der Aufbau eines ausreichend
starken Magnetfelds. Um eine optimale Übertragung der Feldlinien vom Stromleiter zum
Werkstück zu gewährleisten, muss das Werkstück in das Zentrum des Magnetfeldes gebracht
werden. Wird der elektrische Leiter als Spule gebaut, kann das Werkstück in die Mitte der
Induktionsspule gebracht werden. Die Feldlinien konzentrieren sich auf das Werkstück in der
Mitte der Spule und erzwingen in ihm einen Stromfluss. Die Stärke des erzeugten Stromflus-
ses ist nach dem Transformationsgesetz gleich der Stärke des Induktorstromes. 1000-10000
Ampère muss der Strom im Induktor stark sein, um ein ausreichend starkes Magnetfeld zu
erzeugen, damit genügend Wärme im Werkstück erreicht werden kann.
Die benötigte Erwärmungstemperatur hängt vom Widerstand innerhalb des Werkstückes und
der Zusammensetzung des verwendeten Materials ab (PFEIFER et al., 2008). Möchte man ein
ausreichend starkes Magnetfeld erzeugen, kann man die Frequenz erhöhen. Der Wechsel-
strom wechselt dann höher frequent und erzeugt dadurch ein stärkeres Magnetfeld. Im Falle
der Induktionserwärmung befindet man sich in einem Bereich von 50 bis 1 Millionen Hertz.
Dieser sehr große Frequenzbereich setzt sich aus der Tatsache zusammen, dass Werkstücke in
sehr hohen Frequenzbereichen nur in der äußersten Schicht erwärmt werden. Die Einwärmtie-
Literaturübersicht
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fe beträgt 0 bis 1 mm. Der Kern bleibt somit theoretisch kalt (Skineffekt). Nimmt man niedere
Frequenzen wird das Werkstück bis fast zur Mitte erwärmt. Als Energiequelle für die Indukti-
onserwärmung fungieren Niederfrequenzen von 50 Hz-500 Hz, Mittelfrequenzen von 500-50
kHz und Hochfrequenzen von 50 kHz-3 MHz. Über die Betriebsfrequenz der Induktionsanla-
ge kann die Stromeindringtiefe festgelegt werden (INDUCTOHEAT, 2013).
Ein Vorteil induktiver Erwärmung liegt darin, dass eine Überhitzung des Implantats und so-
mit des umliegenden Gewebes verhindert werden kann. Mittels der Curie Thermoregulation
ist eine Feinregulation der Temperatur möglich. Wesentlich hierfür ist ein genauer Kenntnis-
stand der Bestandteile eisenhaltiger Partikel in der Beschichtung des Implantats (BUCKLEY
et al., 2006). Die meisten Form-Gedächtnis Polymere sind thermosensitive Materialien. Der
Wechsel zwischen den zwei physikalisch wichtigen Konformationszuständen wird bei einer
bestimmten Umschlagstemperatur erreicht (MOHR et al., 2006).
Eine wichtige Klasse der thermoplastischen Form-Gedächtnismaterialien sind Polyurethane
neben Blockcopolymere aus Polyethylenterephthalate und Polyethyleneoxide. Ihre mechani-
schen Eigenschaften, wie auch ihre elektrische Konduktivität erhalten sie über den Einbau
anorganischer Partikel.
Die Induktion macht sich als wärmeliefernde Energiequelle in Kombination mit entsprechen-
den Materialien, die ihre Struktur bei bestimmten Temperaturen verändern können, interes-
sant für den Einsatz in der Knochenchirurgie. Berührungslos kann mittels induktiver Erwär-
mung der Einwegeffekt des formgedächtnisfähigen Implantats ausgelöst werden. Um einen
möglichst geringen Einfluss der Induktion auf das umliegende Gewebe zu nehmen, wird eine
Induktionsfrequenz von f= 250 kHz verwendet (MÜLLER et al., 2010).
1.7 Fragestellung und Zielsetzung der Arbeit
Die Knochenheilung ist durch mechanische Stimuli beeinflussbar und damit abhängig von der
Steifigkeit stabilisierender interner Osteosynthesen (CLAES et al., 1998; HENTE et al., 2004;
AUGAT et al., 2005). In dieser Studie werden Implantate auf Basis einer Nickel-Titan-
Formgedächtnislegierung verwendet, deren Steifigkeit durch kurzzeitige perkutane elektro-
magnetische Induktionswärme aktiv verändert werden kann. Die Steifigkeit vorhandener in-
terner Osteosynthesen ist nicht variabel, eine Dynamisierung eines bei der Operation gewähl-
Literaturübersicht
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36
ten Implantats ist nur durch einen weiteren operativen Eingriff möglich (MÜLLER et al.,
2010). In dieser Studie soll nun gezeigt werden, dass eine Steifigkeitsänderung des Implantats
auch postoperativ und nichtinvasiv, mit Hilfe einer Induktionsspule möglich ist. Die auftre-
tenden Veränderungen des Implantats und auch die Zunahme der Gesamtsteifigkeit des Im-
plantats sollen mit Hilfe verschiedener Methoden objektiv dargestellt werden. Es handelt sich
hierbei um eine Pilotstudie.
Für diese Studie wurden vom Laserzentrum Hannover spezielle Implantate konfiguriert.
Durch Laserstrahlschneiden wurden diese Implantate konfektioniert und anschließend durch
gezielte Temperatureinbringung mittels Laserstrahl und überlagerter Verformung der Form-
gedächtniseffekt voreingestellt (PFEIFER et al., 2008). Das Schneiden und Konfigurieren
geschah mit einem Nd:YAG Laser, dadurch konnte eine gute Überlappung der Nahtbereiche
erreicht werden. Weiterhin konnten keine Präzipitationen festgestellt werden. Durch das Ver-
wenden gepulster Laserwellen konnte die Temperatureinwirkung auf das Material gering ge-
halten werden. Zusätzlich wurde eine Feinbearbeitung und eine gleichmäßige Konfiguration
des Implantats möglich (DÜRR et al., 2002). Im Vorfeld erfolgten bereits in vitro Testungen
zur Festigkeit, Elastizität und Haltbarkeit dieser Implantate. Des Weiteren wurden die Para-
meter zur Optimierung der Induktion definiert und die Effekte auf die Variabilität der Steifig-
keit gemessen. In vivo wurden am Rattenmodell die Nebenwirkungen der Induktion auf Kno-
chen-und Weichteilgewebe mit möglichen systemischen Nebenwirkungen, sowie Ableitungs-
effekten gemessen (MÜLLER et al., 2014). Weder die Zytokin Messungen (IL-1, IL-4, IL-10,
TNF-�, IFN-") noch die histologischen Untersuchungen zeigten negative Veränderungen. Es
konnten keine Korrosionspartikel oder Nekroseherde dargestellt werden.
Am Kaninchenmodell sollte nun der Effekt der induktiven Erwärmung auf die Steifigkeitsän-
derung des Implantats in vivo verifiziert und nach Möglichkeit sich ergebende Effekte auf die
Knochenheilung beurteilt werden. Für diese Studie erhielten 14 Kaninchen eine Tibiaosteo-
tomie, die anschließend mit einer steifigkeitsvariablen Osteosyntheseplatte versorgt wurde.
Bei der Hälfte der Kaninchen sollte in der dritten Woche mittels Induktion die Steifigkeitsän-
derung des Implantats herbeigeführt werden. Die Formveränderung des Implantats wurde
röntgenologisch dargestellt und mit Hilfe der Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung bewertet.
Histologisch wurden post mortal die Veränderungen des Knochens und die Knochenheilung
Literaturübersicht
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37
dargestellt. Weiterhin sollten durch µ-CT Untersuchungen Aussagen über die Knochenneu-
bildung erfolgen.
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
38
2. Material und Methoden
2.1 Versuchstiere und Tierhaltung
Bei den durchgeführten Untersuchungen handelt es sich um einen genehmigungspflichtigen
Tierversuch gemäß § 8a des Tierschutzgesetzes. Die Genehmigung erfolgte am 16.08.2010
(Tierversuch 10/170) durch das Niedersächsische Landesamt für Verbraucherschutz und Le-
bensmittelsicherheit.
In diesem Versuch zur Testung von Implantaten mit variabler Steifigkeit auf Basis einer
Formgedächtnislegierung verwendeten wir 14 männliche Kaninchen der Rasse New Zealand
White (Fa. Charles River, Sulzfeld Deutschland). Sie stammten aus einer spezifisch pathogen-
freien Zucht und wurden von dort direkt in das Zentrale Tierlabor der Medizinischen Hoch-
schule Hannover verbracht. Das Körpergewicht der Tiere betrug zwischen 2,90 und 3,02 kg.
Die Kaninchen wurden einmal wöchentlich gewogen. Am Versuchsende wiesen alle Tiere ein
Gewicht zwischen 3,3 und 3,5 kg auf. Gemäß der Empfehlung der Europäischen Kommission
(ETS 123, 2003) wurden die Kaninchen in standardisierten Käfigen (Fa. E. Becker und Co
GmbH, Castrop-Rauxel) gehalten. Hierbei handelte es sich um 70x70x60 cm große Edel-
stahlkäfige, die mit einem herausnehmbaren Haus, einer Nippeltränke und einem Trog für
pelletiertes Futter, sowie einer Heuraufe ausgestattet waren. Die Bodenbedeckung der Käfige
wurde durch spezielle Lochbleche gebildet, darunter befanden sich eine Kotauffangwanne mit
saugfähigem Material (Sägemehl, Fa. Rett, Rosenberg) zum Auffangen des Urins. Um das
Verletzungsrisiko der Kaninchen möglichst gering zu halten und um Kämpfe der Böcke un-
tereinander zu vermeiden, wurden die Kaninchen einzeln gehalten. Einmal täglich erfolgte die
Reinigung und Desinfektion der Lochbleche und der Kotauffangwannen. Nach Bedarf wur-
den den Kaninchen die Krallen geschnitten und das Fell gebürstet.
Gefüttert wurden die Tiere einmal täglich mit 100g pelletiertem Spezialfutter (ssniff K-H, 4
mm der Firma ssniff Spezialdiäten GmbH) pro Kaninchen, siehe Tabelle 8: Pelletszusammen-
setzung Kaninchenfutter im Anhang. Wasser und autoklaviertes Heu standen den Kaninchen
ad libitum zur Verfügung. Zusätzlich bekamen alle Tiere täglich ein Stück Apfel. Über eine
automatische Beleuchtung erfolgte das Lichtregime im 12h Wechsel (Tag-/Nacht-Rhythmus).
Die Luftfeuchtigkeit betrug 70% und wurde zusammen mit der Raumtemperatur 18°C über
Material und Methoden
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39
eine Klimaanlage mit einem Thermohydrograph (Fa. Fischer) geregelt. Bei Ankunft der Tiere
erfolgte eine klinische Allgemeinuntersuchung, weiterhin wurde eine Kotuntersuchung auf
Parasiten durchgeführt.
2.2 Versuchsgruppen und Versuchsdurchführung
2.2.1 Versuchsgruppen
Für die Studie zur Testung von Implantaten mit variabler Steifigkeit, wurden insgesamt 14
Kaninchen der Rasse New Zealand White genehmigt. Die Kaninchen wurden in zwei Ver-
suchsgruppen zu je sieben Tieren unterteilt. Zwei der Kaninchen sollten im Falle eines früh-
zeitigen Ausscheidens eines einzelnen Tieres als Ersatztiere nachbestellt werden können.
Aufgrund anstehender Umbauarbeiten in der Kaninchenhalle des zentralen Tierlabors der
Medizinischen Hochschule wurden die Kaninchen in zwei Etappen bestellt. Die ersten Tiere
bezogen die Kaninchenhalle zum 14. 09. 2010. Die Kaninchen der ersten Gruppe (9, 33, 44,
150, 220) wurden zwischen dem 12.-14. 10. 2010 operiert und sollten als Kontrollgruppe fun-
gieren. Es wurde an der rechten Hintergliedmaße eine Tibiaosteotomie durchgeführt, die mit
einer Plattenosteosynthese versorgt wurde. Zusätzlich wurden vier Bohrdrähte eingebracht, an
denen später die Messapparatur des Biegesteifigkeitsgerätes angebracht werden sollte. In der
ersten Versuchsgruppe wurden die Bohrdrähte unilateral eingebracht. Bei diesen Kaninchen
erfolgte ab der zweiten Woche, in einwöchigem Abstand, die Biegesteifigkeitsmessungen und
in zweiwöchigem Abstand Kontrollröntgenaufnahmen.
Die Kaninchen der zweiten Versuchsgruppe wurden am 26. 10. 2010 eingestallt. Nach einwö-
chigem Aufenthalt in der Kaninchenhalle wurden sie in den Turm umquartiert. Die Umstal-
lung in den Turm wurde aufgrund der stattfindenden Baumaßnahmen in der Kaninchenhalle
erforderlich. Die Kaninchen (28, 30, 53, 57, 64, 66, 85, 90) erhielten analog der ersten Ver-
suchsgruppe eine Tibiaosteotomie, die mit einer Plattenosteosynthese versorgt wurde. Zusätz-
lich wurden vier Bohrdrähte eingebracht, die jedoch entgegen der Operationstechnik der ers-
ten Versuchsgruppe eine bilaterale Fixation der Messgeräte ermöglichten. Diese zweite Ver-
suchsgruppe wurde erneut unterteilt in Tiere, bei denen eine Induktion durchgeführt werden
sollte, und Tiere, die nur der Biegesteifigkeitsmessung und dem Röntgen unterzogen werden
sollten. Die induktive Erwärmung der Osteosyntheseplatten sollte bei den Kaninchen (28, 30,
53, 57, 64, 66, 90) nach zwei Wochen erfolgen, da jedoch erst ein Starkstromanschluss für
Material und Methoden
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den Induktor montiert werden musste, konnten die ersten Induktionen erst nach der dritten
Woche stattfinden. Die zu induzierenden Kaninchen wurden anschließend an die Biegestei-
figkeitsmessung induziert. Bei den Kaninchen 28, 30 und 90 fand die Induktion unter Injekti-
onsnarkose statt. Alle weiteren Kaninchen wurden im Anschluss an die Biegesteifigkeitsmes-
sung intubiert und für die Induktion an das Inhalationsnarkosegerät angeschlossen.
Tabelle 1: Versuchsgruppenzuordnung
VG Kaninchennummer Bohrdrähte Induktion B-messung Röntgen
1 101, 9, 33, 44, 150, 220 unilateral Nein 150, 220 14-tägig
2 28, 30, 53, 57, 64, 66, 90 bilateral Ja ja dreiwöchig
3 85 bilateral nein ja dreiwöchig
Eine genaue Übersicht über die Verfahrensweise während des Studienverlaufes befindet sich
im Anhang, Tabelle 15.
2.3 Operation
2.3.1 Operationsvorbereitung und Anästhesie
Am Vortag der Operation wurde bei allen Kaninchen eine Allgemeinuntersuchung durchge-
führt. Das Gewicht wurde ermittelt und ihre Operationsfähigkeit bestätigt. Die für die Opera-
tionen notwendigen Utensilien wie die Operationssets, bestehend aus Instrumentarium, Kit-
teln sowie Tupfern, Tüchern und Lochtüchern verschiedener Größen, entsprechend der ange-
setzten Operationszahl wurden gepackt und im Autoklaven des Tierlabors bei 121°C für 90
Minuten dampfsterilisiert. Zwischen Ankunft und Operation mussten die Kaninchen mindes-
tens 14 Tage lang in der Kaninchenhalle eingestallt gewesen sein. Dadurch sollte sicherge-
stellt werden, dass die Kaninchen sich vom Transportstress erholt und an das örtliche Keim-
spektrum adaptiert hatten. Einen Tag vor der Operation wurde das pelletierte Kaninchenfutter
entfernt. Den Tieren stand weiterhin Heu und Wasser zur freien Verfügung.
Als Prämedikation erhielten die Kaninchen 5 mg/Tier Midazolam und 25 mg/Tier Ketamin
intramuskulär. Nach dem Ruhigerwerden der Tiere bekamen sie zusätzlich Robinul 0,1
mg/Tier subkutan verabreicht. Anschließend wurde ein intravenöser Zugang in die Ohrrand-
vene Vena auricularis caudalis gelegt und eine 10 cm lange Infusionsschlauchverlängerung
Material und Methoden
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41
an die Braunüle angeschlossen. Zur Fixierung der Braunüle an der Ohrmuschel wurde Leuko-
plast verwendet. Zur Narkoseinduktion wurde Propofol (1 mg/kg KGW) intravenös verab-
reicht. Anschließend wurde die rechte Gliedmaße zwischen dem Becken und dem Sprungge-
lenk geschoren. Die weiter distal liegenden Abschnitte wurden mittels Schlauchverband ab-
gedeckt und mit Leukoplast an der Haut befestigt. Danach erfolgte die Intubation des Kanin-
chens mittels lidokainbenetztem Spiral-Endotrachealtubus. Dieser wurde hinter den Ohren
fixiert, um ein Verrutschen zu verhindern. Mittels Thoraxkompression wurde der korrekte
Sitz des Tubus kontrolliert. Alle Kaninchen zeigten Spontanatmung. Weiterhin erhielten die
Kaninchen präoperativ Buprenorphin (0,15 mg/Tier) als Analgetikum. Um einem Austrock-
nen der Kornea während der Operation entgegen zu wirken, wurde die Augensalbe (Dexpan-
thenol) eingebracht.
Abbildung 4: In Narkose befindliches Kaninchen
Material und Methoden
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42
2.3.2 Operatives Vorgehen
Nach erfolgter Prämedikation wurden die Kaninchen in den Operationssaal gebracht und dort
in Bauchlage an den Narkoseturm angeschlossen. Über den Tubus wurden anfänglich zur
schnellen Anflutung 5 Vol.-% Isofluran und 1,5 l/min 100% Sauerstoff zugeführt. Im Verlauf
der Operation wurde die Isofluranzufuhr gedrosselt und den Vitalitätsparametern des Kanin-
chens angepasst (2,5-3 Vol.-% Isofluran und 1,5 l/min 100% Sauerstoff). Zur visuellen Über-
wachung der Narkosetiefe dienten während der gesamten Operationsdauer der Lidreflex und
die Atmung, sowie die Herzfunktion elektrokardiographisch.
Während der Operation erhielten die Kaninchen zur Kreislaufstabilisierung eine Volumen-
substitution von 10 ml Ringerlaktat pro kg Körpergewicht und Stunde. Anschließend wurde
der Operationsbereich der rechten Hintergliedmaße gereinigt, mit Alkohol und Braunoderm
desinfiziert und mit Lochtüchern und Klebestreifen abgedeckt. Das Kaninchen wurde in Rü-
ckenlage gedreht, sodass ein Zugang zur medialen Tibiaseite möglich war. Um die Narbe post
operationem an der druck- und zuggeschützten Beininnenfläche zu lokalisieren, wurde die
Haut im Knie- und Tibiabereich nach lateral gezogen. Die Gliedmaße wurde steril abgedeckt
und verblieb intra operationem frei beweglich. Bei leicht gewinkelter Gliedmaße erfolgte
dann kraniomedial eine ca. 5 cm lange Inzision der Haut. Nach dem Freipräparieren der Tibia
wurden die sechs Schraubenlöcher vorgebohrt. Hierfür wurde zunächst die Platte mittels einer
Fixierschraube arretiert. Dies sollte den exakten Abstand der Bohrlöcher und einen vergleich-
baren Knochenstand gewährleisten. Nachdem alle Bohrlöcher vorgebohrt wurden, erfolgte die
Tibiaosteotomie zwischen dem 3. und 4. Bohrloch mittels einer speziellen oszillierenden Säge
unter Kühlung mit steriler Kochsalzlösung.
Die vollständige Durchtrennung des Knochens wurde überprüft und anschließend der Wund-
bereich mit Kochsalzlösung gespült. Die Fixation der Osteosyntheseplatte erfolgte mittels
festziehender bikortikal eingebrachter Kortikalisschrauben. Darauffolgend wurden nach er-
folgter Haut-Stichinzision vier Bohrdrähte von lateral eingebracht. Der erste zwischen dem 2.
und 3. Bohrloch, der 2. zwischen dem 4. und 5. Bohrloch, die beiden äußeren mit jeweils 1cm
Abstand zur Platte. Es wurde erneut der Wundbereich mit Kochsalzlösung gespült, der kor-
rekte Sitz der Implantate geprüft und anschließend die Hautwunde mit einer fortlaufenden
Intrakutannaht unter Verwendung von resorbierbarem Nahtmaterial Safil 4/0 adaptiert. Die
Material und Methoden
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Pins wurden mit einem Seitenschneider gekürzt und die Enden der Bohrdrähte mit Mullkom-
pressen abgedeckt und umwickelt. Die Wundnaht wurde mit Aluminiumspray bedeckt. Um
die Austrittsstellen der einzelnen Bohrdrähte wurden Mullkompressen mit Jodsalbe gelegt.
Diese sollten das Wundsekret aufzusaugen. Anschließend wurde aus Polsterbinden ein Pols-
terverband angelegt und mit einer elastischen Mullbinde fixiert. Es wurde die gesamte Glied-
maße, einschließlich der Pfote, in den Verband einbezogen. Dadurch sollte ein Anschwellen
der distalen Gliedmaßenbereiche verhindert werden. Als äußere Verbandsschicht diente eine
knabberstabile Kunststofflage, Soft Cast Größe 1 der Firma 3M. Dadurch konnte den Kanin-
chen das Tragen eines Halskragens erspart bleiben. Noch auf dem Operationstisch erhielten
sie als Infektionsprophylaxe Baytril 2,5% 7,5 mg/kg subkutan verabreicht. Nachfolgend wird
der Operationsverlauf bildlich dargestellt.
Abbildung 5: Operationssitus; Vorbohren der Schraubenlöcher
Abbildung 6: Kontrolle der vollständigen Tibiaosteotomie
Material und Methoden
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Abbildung 7: Anbringen der Osteosyntheseplatte
Abbildung 8: Einbringen der Bohrdrähte
Abbildung 9: Nach Hautverschluss
Material und Methoden
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45
Abbildung 10: Wundabdeckung mit Aluminiumspray
Abbildung 11: Anbringen der Kunststoffschicht
2.3.3 Postoperative Versorgung
Zur Dokumentation des postoperativen Sitzes der Implantate wurden die noch in Narkose
befindlichen Tiere in zwei Ebenen geröntgt, kraniokaudal und in einem 90° Winkel, bei 52
kV Spannung, 1,3 mAs Stromstärke und 5,4 ms. Bei einsetzendem Schluckreflex wurden die
Kaninchen extubiert, sowie der venöse Zugang entfernt. Die Kaninchen wurden in die Auf-
wachbox verbracht, eine Infrarotlampe verhinderte das Auskühlen der Kaninchen. Sobald sie
sich wieder eigenständig in Sitzposition bringen konnten, wurden sie zurück in ihren Käfig in
der Kaninchenhalle gebracht. Um die Verletzungsgefahr zu senken, wurde der Unterschlupf
aus dem Käfig genommen. Den Kaninchen stand sofort Futter und Wasser zur Verfügung.
Die postoperative Nachsorge bestand darin, täglich das Allgemeinbefinden, die Funktion der
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
46
Gliedmaße, sowie die Körpertemperatur zu kontrollieren. Der erste Verbandswechsel fand
nach fünf Tagen statt. Die Wundkontrolle umfasste hierbei, neben der Untersuchung auf Rö-
tung, vermehrte Wärmebildung, Schwellung, Umfangsvermehrung, Nahtdehiszenz, Eiter- und
Emphysembildung, auch den korrekten Sitz der Bohrdrähte. Weiterhin wurde über einen Zeit-
raum von 10 Tagen Carprofen, ein nichtsteroidales Antiphlogistikum (NSAID), in einer Dosis
von 4 mg/kg KGW subkutan verabreicht. Die Dosierung wurde ab dem dritten Tag auf 2
mg/kg KGW gesenkt. Als Antibiose erhielten die Kaninchen über 10 Tage Baytril 2,5% 7,5
mg/kg KGW subkutan. Das Pflegepersonal des ZTLs überwachte das Fress- und Trinkverhal-
ten der Kaninchen. Urin- und Kotabsatz wurden ebenfalls kontrolliert.
2.4 Entwicklung eines Induktionsprotokolls zur Auslösung des EWE
Vor Beginn der Studie wurden die Parameter für die Induktion festgelegt. Die im Vorfeld
durchgeführte Implantatprüfung ergab eine Induktionszeit von 5 Sekunden bei 3 kW. Dies
bedeutet einen maximalen Temperaturanstieg von 5,3 Kelvin/Sekunde. Damit sollte eine voll-
ständige Konformationsänderung des Implantats erreicht werden können und die dabei ent-
stehende Temperatur im Implantat einen Bereich von 63,5°C nicht überschreiten (PFEIFER et
al. 2010). Die Induktion wurde drei Wochen post operationem anschließend an die Biegestei-
figkeitsmessung durchgeführt. Für den induktiven Vorgang wurde die rechte Hintergliedmaße
in die Mitte der Induktionsspule gehalten. Während des induktiven Vorgangs sollte es durch
die Erwärmung im Implantat zum Auslösen des Einwegeffekts und dadurch zu einer Konfor-
mationsänderung der Osteosyntheseplatte kommen. Dies würde mit einer Formveränderung
des Mittelbereichs der Osteosyntheseplatte und einer Zunahme der Steifigkeit des Implantats
einhergehen. Die Osteosyntheseplatten wurden in gewölbter Form implantiert und sollten
nach dem induktiven Vorgang ein ebenes Oberflächenrelief aufweisen. Zur Visualisierung
des induktiven Vorgangs dienten die post inductionem angefertigten Röntgenaufnahmen. Sie
sollten nach erfolgreicher Induktion ein ebenes Implantatrelief zeigen.
Der Induktor setzt sich im Wesentlichen aus einem großen energieliefernden Generator (HFG
10, Eldec Schwenk Induction, Dornstetten, Deutschland) und einem Regler mit Computeran-
schluss zusammen (MÜLLER et al., 2010 u. 2014). Wichtigster Bestandteil stellt jedoch die
Induktionsspule dar. Sie besteht aus drei Windungen mit einem Innendurchmesser von 150
mm. In ihr wird das magnetische Feld erzeugt, das für die Erwärmung des Implantats benötigt
Material und Methoden
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47
wird. Hauptvorteil dieser Art der Wärmeerzeugung ist die berührungslose Energieeinbringung
und die im Vergleich zu anderen Erwärmungsverfahren große und effektive Leistungsüber-
tragung (BENKOWSKY u. ELSHOLZ, 1990). Für einen möglichst geringen Einfluss auf das
umliegende Gewebe wird eine Induktionsfrequenz von f=250 kHz verwendet (LEVITT et al.,
2003; FLOREN et al., 2004). Der induktive Vorgang wurde drei Wochen post operationem
durchgeführt und fand anschließend an die Biegesteifigkeitsmessungen statt und erforderte
keine zusätzliche Narkose der Kaninchen.
Abbildung 12: Durchführung des induktiven Vorgangs
2.5 Durchführung der Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung
Abbildung 13: Versuchsaufbau: Kaninchen während der Biegesteifigkeitsmessung
Zur Messung der Steifigkeit wurde die Apparatur, wie bei THOREY et al. (2008) beschrie-
ben, verwendet. Hierbei handelt es sich um einen von den Forschungswerkstätten der Medizi-
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
48
nischen Hochschule Hannover speziell für Kaninchen entwickelten Tisch, mit dem über eine
Vierpunkt-Biegung die Steifigkeit gemessen und dargestellt werden kann. Für die Messung
werden die Kaninchen in Bauchlage auf diesen Tisch gelegt. Dabei liegt das osteotomierte
Bein am Fußgelenk und am Knie auf einer kleinen Plattform auf, ähnlich der Versuche von
BESDO et al. (2005) und RICHTER (2007). An der Plattform in der Nähe des Fußgelenks ist
eine Kraftmessdose angebracht, dadurch wird die Kraft gemessen, wenn aufgrund der Belas-
tung das Fußgelenk auf die Plattform gedrückt wird.
Das an den Fixateurendstücken angebrachte Wirbelstrommessgerät misst die Verkippung der
beiden Knochenenden zueinander. Die angeschlossene Messsoftware berechnet hieraus un-
mittelbar den Weg, um den sich der Knochen durchsenkt. Ein spezieller Bügel ermöglicht es
eine Belastung auf die beiden Pins ober- und unterhalb der Osteotomiestelle aufzubringen,
indem eine spezielle Klammer auf diese beiden Pins gestellt wird. Auf diese Weise wird eine
Vierpunkt-Biegung erzeugt (BESDO et al., 2005; RICHTER, 2007; BESDO, 2011).
Abbildung 14: Geräteaufbau Biegesteifigkeitsmessung: Wirbelstrommessgerät und Gewichteplattform
Material und Methoden
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49
Am unteren Ende des Bügels befindet sich eine Plattform, auf die Gewichte gelegt werden
können. Diese Plattform ist ebenfalls mit einer Messdose ausgestattet, so dass das aufgelegte
Gewicht zusätzlich gemessen werden kann.
In dieser Studie war es nicht möglich die Kaninchen in Brust-Bauchlage zu lagern, da auf-
grund der kraniomedialen Lage der Osteosyntheseplatte die Bohrdrähte leicht kraniokaudal
angebracht waren. Das Kaninchen musste somit in leichter Seitenlage gelagert werden. Für
die Messungen wurden mittels Fixateurendstücken laterale Drähte parallel zum Knochenver-
lauf angebaut. An diesen konnten die Sonden des Wirbelstrommessgeräts befestigt werden.
Die Messreihen beginnen ohne Gewicht mit einer Offsetermittlung und werden dann in 25g
Schritten gesteigert. Ab einem aufgelegten Gewicht von 300g erfolgt die Steigerung in 50g
Schritten. Pro Gewicht werden 30 Einzelmessungen im Sekundenabstand durchgeführt. Ge-
messen werden das aufgelegte Gewicht in Gramm, der Weg in µm und die aufgewandte Kraft
in Newton. Der Computer berechnet dann die Verschiebung in N/µm (BESDO et al., 2005;
RICHTER, 2007). Die Messdaten werden im Anhang Tabelle 16 bis Tabelle 25 aufgeführt.
Mit Hilfe der Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung ist es möglich, die Knochenheilung anhand
erhobener Messwerte zu beurteilen. Besonders im frühen Stadium der Knochenheilung rea-
giert diese Messung sensibel auf eine etwaige Implantatlockerung. Obwohl jedes Tier eine
eigene Heilungskurve aufweist, sind die Standardabweichungen dennoch gering (HENTE et
al., 2003; RICHTER, 2007). Mit Hilfe der einzelnen Biegesteifigkeitsmessungen wird die
Gesamtbiegesteifigkeit (c-Biegung) berechnet. Dies erfolgt mit folgender Gleichung.
Abbildung 15: Gleichung für die Berechnung der Gesamtbiegesteifigkeit.
c-Biegung : Gesamtbiegesteifigkeit in der Einheit [N/µm]
n : Anzahl der Messungen
wi : mittlere Durchsenkung pro Messung
Fi : Kraft, die durch das aufgelegte Gewicht verursacht wird
Material und Methoden
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50
Als Narkoseform wurde eine Kombinationsnarkose gewählt. Jedes Kaninchen erhielt 5
mg/Tier Midazolam und 25 mg/Tier Ketamin intramuskulär. Nach dem Ruhigerwerden des
Kaninchens wurde zusätzlich Robinul 0,1 mg/Tier subkutan verabreicht. Die Narkoseindukti-
on erfolgte mit Propofol (1 mg/kg KGW) intravenös.
2.6 Röntgenuntersuchung
Die Beurteilung von Knochengewebe erfolgt sowohl in der veterinär- als auch in der human-
medizinischen Praxis hauptsächlich über Röntgenaufnahmen (KIEFER u. KIEFER, 2003).
Diese ermöglichen neben der Diagnose von Arthrosen, Luxationen oder Frakturen auch eine
Beurteilung des Mineralisierungsgrades des Knochengewebes. Weiterhin können durch Rönt-
genaufnahmen das Knochenumbauverhalten verschiedener Implantate, als auch deren Lage
und Repositionsergebnis bzw. -verlust dargestellt werden (BONATH u. PRIEUR, 1998;
FOSSUM et al., 2002). Zur Beurteilung der Knochendichte sind die Röntgenaufnahmen nur
bedingt geeignet. Eine Beurteilung des Knochenremodelings ist nur subjektiv möglich. Wei-
terhin sind Knochendichteverluste erst ab einer Verlustrate von 20-40% feststellbar (PAL-
LAMAR u. FRIEDRICH, 2005). Die Röntgenuntersuchungen werden mit einem stationären
Radiographiesystem des Zentralen Tierlaboratoriums der Medizinischen Hochschule Hanno-
ver (Typ 80460261501, Fa. Philips GmbH, Hamburg Deutschland) durchgeführt. Die Rönt-
genuntersuchungen fanden zweiwöchig im Anschluss an die Biegesteifigkeitsmessungen statt
und erforderten keine zusätzliche Narkose.
Zur Dokumentation des Heilungsverlaufes und des korrekten Sitzes der Osteosytheseplatte
und der Bohrdrähte wurden direkt post operationem und später in zweiwöchigem bezie-
hungsweise dreiwöchigem Abstand Röntgenbilder der operierten Gliedmaße aller Kaninchen
angefertigt. Die in Narkose befindlichen Kaninchen wurden in zwei Ebenen geröntgt. Diese
Aufnahmen erfolgten in kraniokaudalem Strahlengang mit einem Abstand von einem Meter
zwischen Röntgenröhre und Bildplatte, wobei die Platte auf den Tisch gelegt wurde. In eini-
gen Fällen wurde eine weitere Aufnahme in einem Winkel von 90° angefertigt. Die Röntgen-
untersuchungen sollten Auskunft über etwaige Störungen im Knochenheilungsprozess geben.
Die Röntgenuntersuchungen wurden mit einem stationären Radiographiesystem des Zentralen
Tierlaboratoriums der Medizinischen Hochschule Hannover durchgeführt. Die Belichtung der
Material und Methoden
___________________________________________________________________________
51
Röntgenfilme richtete sich nach den Körpergewichten der Kaninchen und bewegte sich im
Bereich von 52 kV, 1,3 mAs, 5,4 ms (KIEFER u. KIEFER, 2003). Die Röntgenbilder wurden
mittels Röntgenfolien entwickelt und später mit Hilfe des Fotolabors digitalisiert und archi-
viert. Nach Versuchsabschluss wurden die Röntgenaufnahmen im zeitlichen Verlauf hinsicht-
lich periostaler Knochenzubildungen an der Osteosyntheseplatte und den Bohrdrähten, sowie
der stattgefundenen Kallusbildung im Bereich der Osteotomiestelle beurteilt. Für die Auswer-
tung der Röntgenuntersuchung wurden die auftretenden Zubildungen am Knochen gemessen.
Die Veränderungen �kranial� beschreiben die kranial zu messenden Veränderungen an der
Osteotomiestelle. Weiterhin wurde die Ausdehnung des Frakturspalts neben den kaudal auf-
tretenden Veränderungen und den Zubildungen um die Austrittsstellen der Bohrdrähte gemes-
sen. Zusätzlich wurden die gesamt auftretenden Veränderungen berechnet. Die Beurteilung
erfolgte deskriptiv mit einer Einteilung in geringgradig (0,0-1,0 mm), mittelgradig (1,1-2,0
mm) und hochgradig (2,1-3,0 mm). Osteolytisch erscheinende Bereiche erhielten ein negati-
ves Vorzeichen.
2.7 µ-CT 80
Als potentielle Alternative zur Histomorphometrie hat sich während des letzten Jahrzehnts die
Technologie der Mikro-Computertomographie (µ-CT) etabliert. Die Mikro-
Computertomographie vereint die Vorteile hochauflösender Mikroskopie mit radiologischer
Bildgebung (MÖLL, 2008). Es lässt sich eine Ortsauflösung im µ-CT Bereich zwischen 5 und
50 µm erzielen. Die Mikro-Computertomographie eignet sich besonders um trabekuläre Kno-
chenstrukturen zu beurteilen.
Die Dauer einer Messung ist einstellungsabhängig, sie kann in einem Bereich von Minuten
bis zu mehreren Stunden liegen (ENGELKE et al., 1999). Der Unterschied zwischen CT und
µ-CT liegt im Gewinnen der Ergebnisse. Im CT rotiert die Röntgenröhre um das Untersu-
chungsobjekt, im µ-CT rotiert die Probe. Mit Hilfe der µ-CT Untersuchung können Knochen-
strukturen von kleinen Proben ohne eine aufwendige Probenaufbereitung untersucht werden
(ENGELKE et al., 1999). Ein Vorteil der Untersuchungen im Vergleich zu histologischen
Untersuchungen liegt in der schnelleren Lieferung der Ergebnisse. Als Nachteile der #-CT
Untersuchung sind vor allem die stark eingeschränkte Probengröße und der hohe technische,
sowie kostenintensive Aufwand, mit weiterhin eingeschränkter Beurteilbarkeit von Knochen-
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
52
remodelingvorgängen anzuführen. Für die Beurteilung zellulärer Strukturen ist die µ-CT
Auswertung zu ungenau. Dennoch darf die Mikro-Computertomographie in der Osteologie
als potenzielle Alternative zur Histologie angesehen werden. Durch sie lässt sich die Stärke
und Bruchfestigkeit des dreidimensionalen Trabekelnetzwerkes eines Knochens vollständig
und ohne aufwändige Probenaufarbeitung erfassen (FELDKAMP et al., 1989; ENGELKE et
al., 1999).
Der Mikro-Computertomograph 80 der Fa. Scanco Medical AG wurde als Desktop-Scanner
konzipiert (Abbildung 16). Die Mikrofokusgröße der Röntgenröhre beträgt 7 #m. Die Röh-
renspannung lässt sich mit 45, 55 oder 70 kV einstellen. Der Röhrenstrom beträgt zwischen
72 #A und 160 #A, abhängig vom zu untersuchenden Gewebe. Die erzeugbare mittlere Pho-
tonenenergie bewegt sich zwischen 20 und 50 keV und zur Unterdrückung von Strahlaufhär-
tungsartefakten wird die erzeugte Röntgenstrahlung durch eine 0,13 mm dicke Beryllium-
schicht und eine 0,5 mm dicke Aluminiumschicht gefiltert. Der Röntgenstrahl weist eine Ke-
gelstrahlgeometrie auf. Die maximale Länge eines Scans beträgt 120 mm, das Field Of View
(FOV) einen Durchmesser von 75,8 mm. Die Bildmatrix beträgt 512 x 512, 1024 x 1024 oder
2048 x 2048 Pixel und der Abstand zwischen den Elementen 48 #m. Die Ortsauflösung be-
findet sich in einem Rahmen von 15-90 #m (10% MTF). Zur Steuerung des Scanvorgangs,
zur Bildrekonstruktion und zur Auswertung der Messungen ist das #-CT 80 mit einer HP Al-
pha Station DS25 verbunden. Diese ist wiederum mit zwei 1 GHz-Prozessoren und 12 GB
RAM (Fa. Hewlett Packard) ausgestattet. Als Bedienungssoftware wird das Programm #-CT
Tomography verwendet. Das µ-CT ist in einem, von der Firma Scanco, mitgelieferten Hohl-
zylinder aus Kunststoff (Abbildung 16, rechts) verankert.
Material und Methoden
___________________________________________________________________________
53
Abbildung 16: Frontalansicht des #-CT 80 und Halterung des #-CT 80 mit Knochenphantom Nr. II
(Quelle: Scanco Medical)
Für die Auswertung der µ-CT Daten werden folgende Parameter festgelegt. Neben dem Ver-
hältnis des Knochenvolumens zum Gesamtvolumen (BV/TV) und dem Verhältnis der Kno-
chenoberfläche zum Knochenvolumen (BS/BV) werden die Trabekelstärke (TrTh) und die
Trabekelanzahl (TrNu) als Hauptmerkmal festgelegt. Zusätzlich werden noch die Trabe-
kelausdehnung (Trabecular Spacing, TrSp), der Trabecular Pattern Factor (TrPF) und die
Stärke der Kortikalen Wand (CwTh) bestimmt. Als auszuwertende Gruppe wird sich auf Tie-
re mit Induktion und Tiere ohne Induktion beschränkt.
Das relative Knochenvolumen oder �Bone Volume/Tissue Volume� setzt sich aus dem Ver-
hältnis des Knochenvolumens (bone volume) zum Gesamtvolumen (tissue volume) zusam-
men und wird in Prozent beschrieben. Für die Verwendung dieses Parameters muss die Probe
vollständig innerhalb ihrer trabekulären Anteile bestimmt werden (HILDEBRAND et al.,
1999). Er beschreibt den Grad der mechanischen Eigenschaften der trabekulären Knochen-
struktur.
Aus der Erkenntnis heraus, dass Trabekelnetzwerke aus platten-und stabförmigen Bestandtei-
len bestehen, entwickelten sich weitere Trabekelparameter wie die Trabekelanzahl (Trabe-
cular number), die Trabekelstärke (Trabecular thickness) und der Trabekelstand (Trabecular
separation) (PARFITT et al., 1883).
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
54
Die Trabekelstärke entspricht der maximalen Stärke eines Trabekels und ergibt sich aus einer
punktuellen Messung des größtmöglichen Durchmessers eines Trabekels. Es handelt sich da-
bei um einen durchschnittlichen Wert aus der Bestimmung aller gemessenen Knochenvoxel.
Die Einheit beträgt in unserem Fall mm. Die Trabekelanzahl beschreibt die Anzahl der Trab-
ekel pro Längeneinheit und wird als Umkehrfunktion des mittleren Abstandes zwischen den
Achsen der Struktur definiert. In unserem Fall beträgt die Einheit analog der Trabekelstärke
1/mm. Der Trabekelstand (Trabecular separation) wird analog der Trabekelstärke bestimmt,
wobei hier die Voxel der nicht knochenanteiligen Strukturen berechnet werden und sich dar-
aus die Breite der Knochenmarkshöhle und der Trabekelabstand zueinander erschließt. Die
Aufgabe des Trabecular Pattern Factor`s ist es, einen Wert für die Konvexität oder Konkavität
einer Struktur zu ergeben. Der Trabecular Pattern Factor zeigt positive Werte für konkave
Strukturen und negative Werte für konvexe Strukturen und beschreibt somit die Oberflächen-
ausdehnung eines Knochens.
Für die µ-CT Messung werden die Tibiae dem PZH übergeben. Die Messungen werden durch
die dortigen Mitarbeiter durchgeführt. Als �Region of Interest� wird der Bereich um die Os-
teotomiestelle festgelegt. Dieser Bereich befindet sich zwischen dem 3. und 4. Bohrloch und
umfasst eine Schnittdicke (Slice Thickness) von 36 µm. Es werden folgende Daten für die
Auswertung festgelegt; Position Slice 1: 60973 µm, Samples: 1024, Projections: 500, Scan-
Distance: 36864 µm, Sampletime: 1000000 µm, Reference-Line: 0 µm, µ-Scaling: 4096,
Reconstruction-Alg: Conebeam Conv./ Backpr. Energy: 55000 V, Intensity: 72 µA, Rotated
by: 0.0 deg.
2.8 Histologie
Seit Jahrzehnten stellt die histologische Untersuchung von Dünnschnitten eine etablierte Me-
thode zur quantitativen Bestimmung von Strukturparametern wie Trabekelabstand und Trab-
ekeldicke dar (SCHENK u. WILLENEGGER, 1964; ENGELKE et al., 1999). Es kann prob-
lemlos eine Ortsauflösung von 1 µm erreicht werden. Dadurch bietet die histologische Unter-
suchung von Knochenproben die Möglichkeit den Ablauf von Modeling- und Remodelingpro-
zessen anhand standardisierter Knochenparameter zu quantifizieren und zu validieren.
Material und Methoden
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55
Weiterhin kann über die Untersuchung von zweidimensionalen Serienschnitten ein dreidi-
mensionaler Eindruck des Präparats gewonnen werden (PARFITT, 1988). Trotz des hohen
Zeit-und Arbeitsaufwandes stellt die Untersuchung von histologischen Präparaten den Gold-
standard unter den Untersuchungsverfahren zur Beurteilung des trabekulären Knochenremo-
delings dar (ENGELKE et al., 1999). Die hohe Ortsauflösung von 1 µm ermöglicht auch eine
Beurteilung der Strukturen auf zellulärer Ebene (ENGELKE et al., 1999). Dadurch lassen sich
mittels histologischen Untersuchungen Aussagen über zelluläre Infiltrationen und den Zell-
stoffwechsel der vorliegenden Probe tätigen (SCHENK u. WILLENEGGER, 1964).
Die Probenaufbereitung für die histologische Untersuchung beginnt nach der Explantation der
Knochen mit der Fixierung der Proben. Sie werden in 4%ige Formaldehydlösung überführt.
Dadurch kann ein Strukturverlust der Proben weitestgehend verhindert werden und die Pro-
ben lassen sich auf diese Weise für einen längeren Zeitraum konservieren (LEONHARDT,
1990; LIEBICH, 2004). Der Zeitraum der Fixierung umfasst in dieser Studie bis zu einem
halben Jahr, da es aufgrund der noch anstehenden Untersuchungen nicht möglich war, die
Knochen zu einem früheren Zeitpunkt zu untersuchen. Da die Probengröße arbeitstechnisch
limitiert ist, wird sich auf den Bereich der Osteotomiestelle beschränkt.
Die Paraffineinbettung ist ein rasch arbeitendes Verfahren, mit dem mühelos dünne, lückenlo-
se und gleichmäßige Schnitte hergestellt werden können. Die Proben werden dadurch lange
haltbar und können auf einfache Weise gelagert werden. Ein Nachteil bleibt jedoch in der
nicht zu vermeidenden Schrumpfung der Gewebe (ROULET, 1948). Mit dem Abschluss des
Aushärtungsprozesses werden mit dem Hartschnittmikrotom (Modell RM 2155, Leica In-
struments GmbH, Nussloch, Deutschland) Serienschnitte in Schnittdicken von 10 #m herge-
stellt werden.
In dieser Studie sollte eine HE Färbung (Paraffin) durchgeführt werden. Bei dieser Färbeme-
thode handelt es sich um eine progressive Färbung, das heißt, es wird so lange gefärbt, bis die
optimale Färbung erreicht ist. Die HE Färbung ist eine Übersichtsfärbung in der Histologie.
Zellkerne stellen sich blau-violett dar und das Zytoplasma erscheint rosa (LIEBICH, 2004).
Da Knochenproben in Paraffin mitunter schwierig zu bearbeiten sind, wurde die Hälfte der
Proben in Technovit 7200 VLC eingebettet. Technovit besteht aus Glycolmethacrylat, dieses
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
56
besitzt die Fähigkeit, Hartgewebe vollständig zu durchdringen. Das Aushärten des Kunststof-
fes erfolgt unter Lichteinfluss. Für die Aushärtung des Kunststoffs werden die Proben in ein
Kulzer-Exakt-Lichtpolimerisationsgerät verbracht und dort für 24 Stunden belassen. Das Aus-
schneiden der Blöcke erfolgt mit einer KS-Säge. Das Einbetten der Proben kann bei nicht
vollständiger Durchdringung der Probe wiederholt werden. Anschließend an die Bearbeitung
können die Proben mittels Hartschnittmikrotom geschnitten werden. In dieser Studie war das
Herstellen von Technovitschnitten nicht erfolgreich. Die in Technovit eingebetteten Proben
konnten nicht ausgewertet werden.
Herstellung der Paraffinpräparate
Vor dem Einbetten der Proben in Paraffin wurden die Proben in einer EDTA-Lösung für drei
Tage entkalkt. Hierfür wurden die Tibiae in kleine Kunstoffbehälter mit Gitterstruktur ver-
bracht. Dadurch werden die im Knochen enthaltenen Kalksalze gelöst und können anschlie-
ßend mit Wasser ausgewaschen werden. Das Spülen der Proben erfolgte über 2-6 Stunden in
Leitungswasser. Danach wurden sie auf die später gewünschte Größe zugeschnitten und zum
Entwässern in Alkohol überführt. Dies erfolgte über eine aufsteigende Alkoholfixationsreihe.
Für jeweils 45 min wurden die Proben in Isopropanol unterschiedlicher Konzentration ge-
taucht (20%, 40%, 60%, 80%, 90% und zweimal in 100%). Die letzte Überführung in Isopro-
panol erfolgte für acht Stunden. Anschließend erfolgte die Überführung in Xylol. Für jeweils
eine Stunde in Xylol Nr. 1, Xylol Nr. 2 und Xylol Nr. 3. Nach dem Abgießen des Xylols wur-
den die Proben in ein erstes Paraffinbad für 4 Stunden bei 55°-65°C überführt. Es entsteht
eine Vorharz-Paraffinlösung die die Probe durchtränkt. Das Vorharz diffundiert und ver-
dampft, jedoch nicht vollständig, so dass die Probe in ein zweites Paraffinbad für 8-16 Stun-
den und drittes Paraffinbad für weitere 4 Stunden bei 55°-65°C überführt werden muss. Die
Dauer der Paraffindurchtränkung ist von der Größe der Gewebsstücke und der Dichtigkeit des
Gewebes abhängig. Danach wurden die Proben in heißem Paraffin eingeblockt. Nach dem
Erkalten wurden die Proben mittels Mikrotom (Leica Instruments GmbH, Nussloch, Deutsch-
land) geschnitten.
Zum Schneiden der Proben wurde der Paraffinblock im Mikrotom eingespannt und es folgte
durch Trimmen über 20µm Schnitte eine Annäherung an die Probe und das Gewinnen einer
ebenen Probenoberfläche. Anschließend wurde die Schnittdicke auf 10µm verringert und es
Material und Methoden
___________________________________________________________________________
57
erfolgten Serienschnitte, die mit einem befeuchteten Pinsel in ein vorgewärmtes Wasserbad
(ca. 45°C) überführt wurden. Im Wasserbad kommt es zu einer Streckung der einzelnen
Schnitte. Mit einem Pinsel wurden die Schnitte auf einen sauberen Objektträger überführt und
über Nacht bei 37°C getrocknet. Für die weitere Bearbeitung wurden die Präparate deparaffi-
niert und rehydriert. Hierfür wurden sie 2 x 15 min in Xylol und anschließend für jeweils 2
min in Isoalkohol, 96% -igen Alkohol und 70% -igen Alkohol getaucht. Danach wurde mit
H2O für 2 min gespült. Die Färbung erfolgte mit Hämalaun nach Mayer für 5 min. Anschlie-
ßend wurde mit Eosin 1% für 3 min eine Gegenfärbung durchgeführt. Danach erfolgte ein
Spülen in Aqua dest. und eine Dehydration mit einer aufsteigenden Alkoholreihe (70%, 96%),
2 x 2 min Isopropanol und 2 x 15 min Xylol. Das Eindecken erfolgte mit Eukitt.
Herstellung der Kunststoffpräparate
Die Fixierung der Tibiae erfolgte über eine Entwässerung des Gewebes. Hierbei wurden die
Proben jeweils fünf Tage in einer aufsteigenden Alkoholfixationsreihe (70%, 80%, 96%,
98%, 100%) gelagert. Zur Aufrechterhaltung der Konzentration der Lösungen und zur Ver-
hinderung einer möglichen Verdampfung wurden die Proben während der Fixation in einem
Vakuumschrank (Fa. Heraus Kulzer, Wehrheim, Deutschland) gelagert.
Anschließend wurden die Tibiae für fünf Tage in ein Alkohol-Technovit 7200VLC-Gemisch
(Verhältnis 1:1) überführt. Danach erfolgte die Einbettung der Proben in reinem Technovit
7200VLC (Fa. Heraus Kulzer, Wehrheim, Deutschland). Technovit 7200 VLC besteht aus
Glykolmethacrylat und besitzt die Fähigkeit Hartgewebe vollständig zu durchdringen. Unter
Lichteinfluss erfolgt die Aushärtung des Kunststoffes. Für die Polymerisation des Kunststof-
fes wurden die Proben in lichtdurchlässige Einbettmulden gelegt und mit Technovit 7200
VLC aufgefüllt. Nach einer viertägigen Lagerung im Tageslicht erfolgte das weitere aushärten
in einem Kulzer-Exakt-Lichtpolymerisationsgerät (Fa. EXAKT Apparatebau, Norderstedt,
Deutschland) über 12 Stunden unter UV-Licht. Anschließend wurden mit einer KS- Säge (Fa.
K.-M. Reich, Maschinenfabrik, Nürtingen, Deutschland das überschüssige Blockmaterial um
die Proben entfernt.
Das Schneiden der Proben erfolgte mit einem Hartschnittmikrotom (Leica Instruments
GmbH, Nussloch, Deutschland). Die Schnittdicke betrug 20µm.
Material und Methoden
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Für die histologische Auswertung wurden die Präparate zunächst mit einem Standard-
Binokular-Lichtmikroskop (Axioplan, Fa. Zeiss, Jena, Deutschland) auf Intaktheit und bear-
beitungstechnisch bedingte Artefakte untersucht. Als Artefakte werden neben mechanisch
bedingten Gewebsveränderungen wie Falten, Risse, Stauchungen auch Verunreinigungen
durch Schmutz, Fussel und durch Lufteinschlüsse bedingte Veränderungen angesehen
(BACHA u. BACHA, 2000; BAUMGÄRTNER, 2007). Schnitte mit zu großen Veränderun-
gen des Gesamtbilds werden aus der Bewertung genommen. Sie gelten als artifiziell verän-
dert. Die intakten Schnitte werden auf geeignete Landmarken wie Gefäßbildung, besondere
Knochen- und Kallusstrukturen untersucht. Die ausgewählten Schnitte werden mit Hilfe eines
Fotomikroskops (Axioplan, Fa. Zeiss, Jena, Deutschland) mit gekoppelter Kamera fotogra-
fiert und digital eingelesen.
Die histologische Beurteilung der Schnitte erfolgte unter der Bewertung folgender Parameter.
Zunächst werden die Schnitte auf Kallusbildung und Bereiche vermehrter zellulärer Infiltrati-
on untersucht. Es wird besonderes Augenmerk auf Anreicherungen von neutrophilen Gra-
nulozyten, Lymphozyten, Plasmazellen und Makrophagen gelegt. Neben der Angiogenese
soll sowohl das Auftreten von faserreichem Bindegewebe als auch die Ausbildung von
Howship-Lakunen mit Osteoklasten und die Osteoid synthetisierenden Osteoblasten bewertet
werden (BACHA u. BACHA, 2000; BAUMGÄRTNER, 2007; WEYRAUCH u. SMOL-
LICH, 1998). Bewertet wird die Ausprägung der einzelnen Parameter mit einer Skala von 0
bis 3. 0 bedeutet, dass es zu keiner Ausprägung gekommen ist. 1 bedeutet eine geringgradige,
2 eine mittelgradige und 3 eine hochgradige Ausprägung des untersuchten Parameters.
2.9 Material für die Durchführung des Tierversuches
Für den operativen Eingriff verwenden wir vom Laserzentrum Hannover speziell für diesen
Versuch konfigurierte Osteosyntheseplatten auf Basis einer Nickel-Titan-
Formgedächtnislegierung. Die Osteosyntheseplatten bestehen zu 49,8-50,0% aus einer Ni-
ckelzusammensetzung und orientieren sich in ihrer Länge und Breite an einer herkömmlichen
Kleintierosteosyntheseplatte (MEYER-LINDENBERG et al., 1996). Durch die Zufuhr von
elektromagnetischer Induktionswärme lässt sich ihre Form und dadurch ihre Steifigkeit ver-
ändern.
Material und Methoden
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59
Die Biegesteifigkeit eines Körpers wird durch sein E-modul (GPa) (materialspezifisch) und
sein Flächenträgheitsmoment I (mm4) bestimmt (PFEIFER et al., 2010). Das Flächenträg-
heitsmoment ergibt sich aus der Querschnittsfläche und der Querschnittsgeometrie. Ixx und Iyy
entsprechen der Biegung um die x- bzw. y-Achse.
Implantiert wurden die Implantate in martensitischer Form mit einem E-modul von 30-35 Gpa
(PFEIFER et al., 2010) und einem Flächenträgheitsmoment von Ixx = 4mm4 und Iyy = 36mm4.
In diesem Gefügezustand lässt sich das Implantat durch mechanische Krafteinwirkung leicht
deformieren. Dabei werden die Kristalle an den Zwillingsgrenzen diffusionslos verschoben.
Der Mittelbereich der Osteosyntheseplatte wird mit Hilfe eines Nadelhalters gewölbt. Durch
die Zufuhr elektomagnetischer Induktionswärme wandelt sich die martensitische Form in eine
austenitische Form um und erreicht dadurch ein stabileres energetisches Gefüge. Oberhalb der
Austenit-End-Temperatur von etwa 55°C ist der Vorgang abgeschlossen, die Osteosynthese-
platte weist ein ebenes Oberflächenrelief auf. Das E-modul beträgt nun 70 GPa und das Flä-
chenträgheitsmoment Ixx = 10mm4 und Iyy = 36mm4. Nach dem Abkühlen liegt das Material
wieder in martensitischer Form vor. Das E-modul beträgt wieder 30-35 GPa, das Flächenträg-
heitsmoment bleibt bei Ixx = 10mm4 und Iyy = 36mm4. Fixiert werden die Osteosyntheseplatten
durch sechs bikortikal eingebrachte Kortikalisschrauben der Firma Synthes Schweiz. Die
Länge der verwendeten Schrauben orientiert sich am Knochendurchmesser der Kaninchenti-
biae. Dieser variiert je nach Tibiabereich zwischen 12 und 16 mm. Zusätzlich erhalten alle
Kaninchen vier Bohrdrähte mit einer Dreikantspitze und einem Durchmesser von 1,6 mm.
Diese sind für das Anbringen der Messapparatur des Biegesteifigkeitsgerätes unabdingbar.
Tabelle 2: Aufbau Implantat
/(((
Länge Breite Höhe E (Martensit) E (Austenit) Ixx (Martensit) Iyy (Martensit) Ixx (Austenit) Iyy (Austenit)
53 mm 6 mm 4 mm 30-35 Gpa 70 Gpa 4 mm 36 mm 10 mm 36 mm
E = Elastizitätsmodul; I = Flächenträgheitsmoment
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
60
Abbildung 17: Implantat und Kortikalisschrauben
Abbildung 18: Instrumente des operativen Eingriffs
Abbildung 19: Bohrmaschine mit Osteotomiesäge
Material und Methoden
___________________________________________________________________________
61
Verbrauchsmaterialien und Medikamente
Die benötigten Verbrauchsmaterialien, Medikamente, sowie die für den operativen Eingriff
eingesetzten Geräte und Instrumente werden in der Tabelle 9, Tabelle 10, Tabelle 11 und Ta-
belle 12 im Anhang aufgeführt.
Implantatmaterial
Als Implantate werden, wie bereits oben angeführt, steifigkeitsvariable Platten auf Basis einer
NiTi-FGL verwendet. Das Operationsbesteck wird mittels eines handelsüblichen Autoklaven
bei 121 °C für 90 Minuten dampfsterilisiert. Die Osteosyntheseplatten werden zur Desinfekti-
on in 70%ige Alkohollösung (Descoderm, Dr. Schuhmacher GmbH, Malsfeld) überführt.
Verwendete Geräte und deren Zubehör
Inhalationsnarkosegerät Sulla 808 V-C, Drägerwerk AG
2.10 Versuchsabschluss
Zwischen dem 52. und dem 59. Tag des Heilungsverlaufes wurden die Kaninchen im An-
schluss an die letzte Biegesteifigkeitsmessung euthanasiert. Die unterschiedlichen Zeitpunkte
der Euthanasie setzen sich aus der Versuchsgruppenzugehörigkeit zusammen. Aufgrund der
Umbaumaßnahmen in der Kaninchenhalle musste ein Teil der Kaninchen der ersten Ver-
suchsgruppe bereits nach 52 Tagen euthanasiert werden. Für die Euthanasie erhielten die Ka-
ninchen während der Injektionsnarkose sechs ml Release der Firma WDT intravenös in die
laterale Ohrvene.
Anschließend wurden die Bohrdrähte entfernt. Die Tibiae der Kaninchen wurden nach der
sorgfältigen Abpräparation der Haut und der umliegenden Muskulatur explantiert. Die Osteo-
syntheseplatte wurde entfernt. Während der Explantation der Tibiae wurde auf Veränderun-
gen der Haut, des Weichteilgewebes, des Knochens, sowie des Implantatmaterials geachtet.
Abschließend wurden die Tibiae in 4% gepuffertem Isoformalin fixiert.
Material und Methoden
__________________________________________________________________________
62
Abbildung 20: Bei Versuchsabschluss Kaninchen 44
2.11 Statistik
Die statistische Auswertung der Biegesteifigkeitsmessung, der Röntgenauswertung und der µ-
CT Auswertung wurden mit dem Programm SAS 9.3 (Statistical Analysis Systems, SAS In-
stitute Inc., Cary, NC) am Institut für Biometrie, Epidemiologie und Informationsverarbeitung
der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover durchgeführt. Die verwendeten Tabellen und
Diagramme wurden mit Hilfe von Microsoft Excel (Windows 8.0, Microsoft Inc.) erstellt.
Statistisch ausgewertet wurden sowohl die Ergebnisse der c-Biegung des einzelnen Kanin-
chens über den gesamten Heilungsverlauf, als auch die Röntgenuntersuchung und die µ-CT
Untersuchung. Die Auswertung der einzelnen Biegesteifigkeitsmessungen und die histologi-
schen Untersuchungen erfolgten deskriptiv.
Der Schwerpunkt dieser Studie liegt im Bereich der messbaren Veränderungen um den Zeit-
punkt der Induktion. Es wurde die Biegesteifigkeit sowohl vor der Induktion als auch nach
der Induktion gemessen. Nach Bestimmung der Gesamtbiegesteifigkeit lag diese dann von 7
Kaninchen als Messwert vor und nach der Induktion vor. Bei einer derartigen Versuchsanord-
nung handelt es sich um eine �gepaarte� Beobachtung. Beim Vergleich von verbundenen
Stichproben mit quantitativ gemessenen Zielgrößen wird der �t-Test für gepaarte Beobach-
tungen� verwendet. Aufgrund der geringen Stichprobenanzahl und Verteilung der Werte wur-
de von keiner Normalverteilung ausgegangen.
Die Signifikanzgrenze für den p-Wert wird bei einer Irrtumswahrscheinlichkeit von 0,05 fest-
gelegt (BEYERBACH et al., 2010).
Material und Methoden
___________________________________________________________________________
63
Bei der statistischen Auswertung der röntgenologisch festzustellenden Veränderungen an den
Tibiae der Kaninchen wurde sich für den �Wilcoxon Zwei-Stichprobentest� zum Vergleich
zweier unabhängiger Stichproben entschieden. Dieser Test ist der am häufigsten verwendete
Test bei kleinen Stichprobengrößen, bei denen man davon ausgeht, dass keine Normalvertei-
lung vorliegt, oder diese nicht mit Sicherheit bestätigt werden kann.
Als Variablen wurden die Veränderungen kranial, als Variable �kranial�, die Veränderungen
um die Bohrdrähte, als Variable �Bohrdraht�, die Veränderungen am Frakturspalt, als Variab-
le �Frakturspalt�, die Veränderungen kaudal, als Variable �Kaudal� und die Gesamtverände-
rungen, als Variable �Gesamt� aufgeführt. Die Signifikanzgrenze bleibt bei 0,05.
Für die statistische Auswertung der µ-CT Untersuchungen wurde analog der statistischen
Auswertung der Röntgenuntersuchung als statistisches Mittel der �Wilcoxon Zwei-
Stichprobentest� zum Vergleich zweier unabhängiger Stichproben gewählt.
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
64
3. Ergebnisse
3.1 Klinischer Verlauf
14 Kaninchen wurden in der beschriebenen Weise operiert. In beiden Versuchsgruppen zeig-
ten die Kaninchen nach der Operation ein ungestörtes Allgemeinbefinden und belasteten die
operierte Gliedmaße in normaler Funktion. Postoperativ konnte bei jedem Kaninchen wäh-
rend des ersten Verbandwechsels eine leichte Sekretbildung um die Bohrdrähte festgestellt
werden. Diese Sekretbildung war beim zweiten Verbandswechsel nicht mehr festzustellen.
Weiterhin wiesen drei Kaninchen eine leichte Wundschwellung im Nahtbereich auf. Dieser
Bereich war jedoch bei keinem Kaninchen druckdolent oder vermehrt gerötet. Beim nächsten
Verbandwechsel konnte keine Wundschwellung mehr beobachtet werden.
Die Futter-und Wasseraufnahme war bei allen Kaninchen über die gesamte Versuchsdauer
ungestört. Jedes Kaninchen zeigte ein gutes Allgemeinbefinden. Über den gesamten Ver-
suchsverlauf konnte bei keinem Kaninchen eine erhöhte Körpertemperatur festgestellt wer-
den.
In der ersten Versuchsgruppe (Kontrollgruppe) musste Kaninchen 101 zwei Tage post opera-
tionem aufgrund einer Periimplantatfraktur mit Dislokation euthanasiert werden. Es hatte sich
in der Aufwachbox mit der Hintergliedmaße in den Gitterstäben verfangen. Kaninchen 150
erlitt während der Operation eine zusätzliche Längsfraktur, die mit zwei Zugschrauben fixiert
werden konnte.
In der zweiten Versuchsgruppe verstarb Kaninchen 64 nach der Induktion auf dem Weg zum
Röntgen an allgemeinem Kreislaufversagen. Jegliche Reanimationsmaßnahmen brachten kei-
nen Erfolg. Nach der Induktion konnte bei einigen Kaninchen ein Nässen der Haut beobachtet
werden. Der Bereich über der Osteosyntheseplatte erschien leicht gerötet. Die Wundbereiche
zeigten sich geringgradig druckdolent, jedoch nicht vermehrt warm. Bei Kaninchen 66 kam es
nach der Induktion über Nacht zu einem Vorfall. Es hatte sich den Verband abgeknabbert und
die Wundnaht eröffnet. Nach dem Spülen der Wunde und einer Wundauffrischung wurde die
Haut erneut vernäht. Das Kaninchen erhielt über weitere fünf Tage Antibiose und ein
Schmerzmedikament, analog der Anfangsmedikation. Nach den ersten Gewebereaktionen auf
die Induktion konnten bei den weiteren Verbandswechseln keine besonderen Befunde hin-
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
65
sichtlich der vorhergegangen Gewebereaktionen mehr festgestellt werden. Der nässende Be-
reich wurde gereinigt und mit einer Wund- und Heilsalbe versorgt.
Bei Kaninchen 90 musste bei jeder Biegesteifigkeitsmessung die Schneidezähne gekürzt wer-
den. Kaninchen 85 (Versuchsgruppe 3) erlitt während der Operation distal der Osteotomies-
telle eine zusätzliche Fraktur. Durch das Anbringen des vollständigen Fixateurs externe,
konnte dieser Bereich stabilisiert werden.
Abbildung 21: Wundbereich von Kaninchen 53 nach induktiver Erwärmung
3.2 Entwicklung des Induktionsprotokolls
Bei der Induktion der ersten beiden Kaninchen (28, 30) zeigte sich, dass nach 5 s Induktions-
zeit bei 3 kW Leistung nicht genügend elektromagnetische Wärme im Werkstück erzeugt
werden konnte. Laut Berechnungen der Schaltsoftware des Computers wurde eine Tempera-
tur von 55° C im Werkstück nicht erreicht. Der Einwegeffekt der Platte wurde somit nicht
ausgelöst und es erfolgte keine Veränderung des Oberflächenreliefs der Osteosyntheseplatte,
die wiederum eine Steifigkeitszunahme des Implantats zur Folge gehabt hätte. Daraufhin
wurde die Induktionszeit verlängert. Kaninchen 28 begann jedoch nach 7 s bei 3kW zu zap-
peln und erwachte nach 10 s Induktionszeit. Röntgenologisch erschien die Platte noch mini-
mal gewölbt, jedoch annähernd gerade. Kaninchen 30 begann nach 10 s zu zappeln und wurde
nach 12,5 s aus der Induktionsspule genommen und erwachte ebenfalls. Auch bei Kaninchen
30 erschien der Mittelbereich der Platte annähernd gerade, mit einer minimalen Wölbung. Da
das Erwachen der Kaninchen eine anschließende Biegesteifigkeitsmessung unmöglich mach-
te, musste das Induktionsprofil verändert werden. Die Auswertung des Temperaturprofils mit-
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
66
tels Computers ergab, dass es während der Induktion zu einem Temperaturanstieg deutlich
über 65°C gekommen war. Da eine einfache Zeitverlängerung weder die gewünschte Wir-
kung am Werkstück, noch eine schmerzfreie Induktion gewährleisten konnte, wurde versucht
über das Einfügen einer Plateauebene die erforderliche Temperatur zu erreichen und 60°C
dabei nicht zu überschreiten. Dafür wurden während der Induktion Pausen eingefügt, in denen
die Wärme sich im Werkstück ausbreiten konnte. Zusätzlich wurde die Narkoseform verän-
dert. Das heißt, die Induktionserwärmung wurde bei allen weiteren Kaninchen unter Inhalati-
onsnarkose durchgeführt. Für eine zusätzliche Kontrolle der erzeugten Temperatur wurde eine
Temperatursonde an die Platte eingebracht.
Für die Induktion bei Kaninchen 53 und 64 wurde sich für 12,5 s Pause zwischen den einzel-
nen Induktionsintervallen entschieden. Bei Kaninchen 53 und 64 wurde das Induktionsprofil
entsprechend Tabelle 3 durchgeführt. Bei der anschließenden Röntgenkontrolle erschien der
Mittelbereich der Osteosyntheseplatte von Kaninchen 53 immer noch deutlich gewölbt. Ka-
ninchen 53 wurde eine Woche später wiederholt induziert, nach anfänglichen 5s bei 3kW
wurde eine Temperatur von 55°C über weitere 14,96 sec gehalten. Dabei wurde eine reale
Temperatur von 58°C, mittels Temperatursonde gemessen, erzeugt und ein ebenes Oberflä-
chenrelief der Platte erreicht. Bei Kaninchen 64 ergab die Berechnung der maximal erreichten
Temperatur einen Wert von 63°C+20°C, jedoch ohne Abzug für Wärmeverluste durch den
Blutfluss. Dass es sich hierbei um eine �theoretische� Temperatur (errechneter Wert Compu-
ter) handelt, zeigt das Nichteintreten des Einwegeffekts. Bei Kaninchen 90 wurde die Pause
zwischen den Induktionsintervallen auf 25 s erhöht. Es zeigten sich jedoch bei der Röntgen-
auswertung keine Veränderungen im Plattenmittelbereich. Bei der erneuten Induktion von
Kaninchen 90 wurde die anfängliche Induktionszeit auf 7,5 s erhöht. Während dieser zweiten
Messung wurde eine Temperatur von 76,5°C erreicht, welche das Kaninchen mit einem Weg-
ziehen des Beines quittierte, trotz einer kurzfristigen Narkosetiefe von 5 Vol.-% Isofluran.
Die Temperatur ist das Ergebnis einer zuvor am Implantat befestigten Temperatursonde.
Bei Kaninchen 57 wurde das Induktionsprofil erneut verändert. Nach einer Induktionsphase
von 5s bei 3kW, einer kurzen Pause von 2,5 s und einer erneuten Induktionsphase von 7,5 s
bei 3kW wurde eine Maximaltemperatur von 55°C erreicht. Röntgenologisch ließ sich ein
ebenes Oberflächenrelief darstellen.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
67
Insgesamt betrachtet lieferte das Induktionsprofil von Kaninchen 57 das beste Ergebnis. Mit
einer Maximaltemperatur von 55°C (errechneter Wert Computer) konnte auf Anhieb ein ebe-
nes Oberflächenrelief erreicht werden. Es zeigte sich, dass bei gleichem Induktionsprotokoll
teilweise ein unterschiedliches Ergebnis des Plattenreliefs erreicht wurde.
Tabelle 3: Durchführungsprotokoll elektromagnetische Induktionserwärmung
P =Leistung K = Kaninchen Wdh. = Wiederholung Ind. Int. = Induktionsintervall (0) Platte gewölbt (1) Platte minimal gewölbt
(2) Platte leicht gewölbt (3) Platte minimal gewölbt-gerade (4) Platte annähernd gerade (5) Platte gerade PC = errechnete Temperatur
S = gemessen mit Temperatursonde
a) b) c)
Abbildung 22: Röntgenologische Darstellung der vollständigen/ unvollständigen Konformationsänderung.
(a) Implantat gewölbt (b) Implantat leicht gewölbt (c) Implantat gerade
K P (kW) Ind. Int. 1 (s) Pause (s) Ind. Int. 2 (s) Wdh. Temperatur Platte (Röntgen) 1 Ind. Int. 3 (s) Pause (s) Ind. Int. 4 (s) Wdh. Ind. Stop Temperatur Platte (Röntgen) 2
28 3 5 < 55 °C (PC) 0 7 10 > 65 °C (PC) 4
30 3 5 < 55 °C (PC) 0 10 12,5 > 65 °C (PC) 3
53 3 5 12,5 1 6x 0 5 14,9 55 °C, 58 °C (S) 4
57 3 5 2,5 7,5 55 °C (PC) 5
64 3 5 12,5 1 4x 63,5 °C+20 °C (PC) 5
66 3 11 4
90 3 5 25 1 2x 0 7,5 25 2x 76,5 °C (S) 5
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
68
3.3 Biegesteifigkeitsmessung
Bei den durchgeführten Biegesteifigkeitsmessungen wurde darauf geachtet, die Kaninchen
nach Möglichkeit einheitlich auf dem Kaninchentisch zu lagern, so dass eine vergleichende
Betrachtung gewährleistet werden konnte. Dies war jedoch aufgrund der divergierenden post-
operativen Situation nur bedingt möglich. Die Kaninchen der ersten Versuchsgruppe (9, 33,
44, 150, 220) erhielten erhielten intra operationem unilateral eingebrachte Bohrdrähte und
konnten nicht wie die anderen Kaninchen gelagert werden. Durch die unilateral eingebrachten
Bohrdrähte kam es zu einer abweichenden Befestigung der verschiedenen Messgeräte. Zu-
sätzlich verursachte das beträchtliche Eigengewicht der Messgeräte ein Kippen des Kanin-
chenbeins nach lateral, so dass es bei höheren Gewichten zu einer Auflage der Gewichteplatte
auf den Rahmen des Kaninchentisches kam. Bei den Kaninchen der ersten Versuchsgruppe
(9, 33, 44) war aufgrund der operativen Situation der Bohrdrähte keine Biegesteifigkeitsmes-
sung möglich. Teilweise standen die Bohrdrähte zu dicht zusammen, so dass nicht genügend
Platz für eine Befestigung der Messapparatur bestand. Mitunter standen die Bohrdrähte auch
nicht in einer Ebene, dadurch konnte das Wirbelstrommessgerät nicht befestigt werden. Auf-
grund dieser Problematik wurden diese Kaninchen aus der Biegesteifigkeitsmessung genom-
men. Kaninchen 150 und 220 sollten als Beispieltiere für die erste Versuchsgruppe fungieren.
Die ersten Biegesteifigkeitsmessungen gestalteten sich bei beiden Versuchsgruppen schwie-
rig. Es wurden Werte im negativen Messbereich gewonnen. Bei negativen Ergebnissen des
Weges, misst das Wirbelstrommessgerät eine veränderte Richtung des Weges. Weiterhin
zeigten sich Ergebnisse im Viertausenderbereich. Sowohl ein Neuanschließen der Messappa-
ratur als auch ein Neustart des Computers brachten mitunter keine verwertbaren Ergebnisse.
Da die Kaninchen für die Biegesteifigkeitsmessung eine Injektionsnarkose erhielten, war dem
gesamten Messablauf ein zeitlicher Rahmen gesteckt.
Beim Anbringen der Messgeräte kam es anfänglich zu einem Wegziehen der Gliedmaße,
dadurch musste die Lagerung des Kaninchenbeines erneut erfolgen. Geschah dies schon nach
dem Beginn der Messung, musste die Messreihe wiederholt werden.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
69
3.3.1 Unterschiede zwischen den Zeitpunkten bei einem Tier
Für die Einzelmessungen der Biegesteifigkeit wurde zur graphischen Darstellung ein
Kraft/Weg-Diagramm gewählt. Auf der y-Achse wird die Kraft in der Einheit Newton darge-
stellt und auf der x-Achse der zurückgelegte Weg in der Einheit µm. Der Kurvenverlauf einer
Messreihe weist eine umso größere Steigung auf, je größer die aufgewandte Kraft und je klei-
ner der dafür zurückgelegte Weg ist. Neben der Anzahl der einzelnen Messungen wird auch
der Tag der Messung aufgeführt.
In der ersten Versuchsgruppe werden die Messreihen von Kaninchen 150 und 220 aufgeführt.
Abbildung 23: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 150
Bei Kaninchen 150 sind zwei Messreihen graphisch darstellbar. Die vierte Messung konnte
aufgrund der an diesem Tag nicht möglichen Lagerung, ab einem Gewicht von 103g, nicht
weitergeführt werden. Die fünfte Messung weist eine geringere Steigung auf, als die sechste
Messung. In der Spätphase der Knochenheilung kommt es zu einer Zunahme der Steifigkeit.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
0 100 200 300 400 500
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
4.Messung Tag 41
5.Messung Tag 49
6.Messung Tag 53
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
70
Abbildung 24: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 220
Abbildung 24 zeigt die Ergebnisse der Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 220. Bei
diesem Kaninchen sind nur zwei Messreihen graphisch darstellbar. Das Kraft/Weg Diagramm
zeigt eine deutlich größere Steigung in der fünften Messung. Die sechste Messung gleicht in
ihrem Verlauf einer Geraden mit geringerer Steigung. Es kommt zu einem Abfall der Steifig-
keit zwischen der fünften und sechsten Messung.
Im Folgenden werden die Messreihen der zweiten Versuchsgruppe dargestellt.
Abbildung 25: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 28
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
0 100 200 300 400
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
5.Messung Tag 50
6. Messung Tag 54
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
-50 0 50 100 150
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
1.Messung Tag 17
2.Messung Tag 23
3.Messung Tag 30
4.Messung Tag 35
5.Messung Tag 42
6.Messung Tag 49
7.Messung Tag 58
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
71
Bei Kaninchen 28 wurde die erste Messung 17 Tage post operationem durchgeführt. Im Ver-
lauf zeigt sich bei der ersten Messung, bei einem aufgelegten Gewicht von 126g, eine im
Vergleich zu den später stattfindenden Messungen deutliche Zunahme des Weges, siehe Ta-
belle 16 im Anhang. Der Kurvenverlauf der zweiten Messung weist eine größere Steigung
auf. Im Anschluss an die zweite Messung wurde die Induktion durchgeführt. Die zweite und
sechste Messung ähneln sich im Verlauf. Gesamtheitlich betrachtet ist die Steigung der sechs-
ten Messung am Größten, gefolgt von der Steigung der vierten Messung. Geringgradig gerin-
ger erscheint die Steigung der siebten und der fünften Messung. Beide Kurvenverläufe diver-
gieren anfänglich.
Insgesamt betrachtet weisen die Kurvenverläufe jedoch ein annähernd einheitliches Bild auf.
Es kommt im Heilungsverlauf von Kaninchen 28 zu Steifigkeitszu bzw. -abnahmen, die sich
nicht eindeutig der Früh- oder Spätphase der Knochenheilung zuschreiben lassen. Die Steifig-
keit ist um den Zeitpunkt der sechsten Messung am größten, anschließend kommt es zu einer
Abnahme der Steifigkeit. Der Einfluss der Induktion auf die Knochenheilung kann nicht an-
hand des Graphen beurteilt werden, da nach der Induktion die Biegesteifigkeitsmessung erst
eine Woche später durchgeführt wurde.
Abbildung 26: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 30
Die erste Messung von Kaninchen 30 beginnt im negativen Messbereich. Die negativen
Messwerte entstehen durch negativ gemessene Werte des Weges. Diese entstehen durch eine
0,00
1,00
2,00
3,00
4,00
5,00
6,00
-200 -100 0 100 200
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
1.Messung Tag 17
2.Messung Tag 23
3.Messung Tag 30
4.Messung Tag 35
5.Messung Tag 42
6.Messung Tag 49
7.Messung Tag 58
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
72
veränderte Messrichtung. Erst bei einem Gewicht von 102g werden positive Messwerte gelie-
fert. Die zweite Messung verläuft zu Beginn der Kurve auch im negativen Messbereich. Ab
einem Gewicht von 126g gewinnt die Kurve jedoch deutlich an Steigung. Bei Kaninchen 30
fand die Induktion anschließend an die zweite Messung statt. Die darauffolgende Biegestei-
figkeitsmessung wurde eine Woche später durchgeführt. Die dritte Messung weist einen fast
linearen Kurvenverlauf auf und gleicht in ihrer Steigung der fünften Messung. Die vierte
Messung verläuft mäanderförmig mit der geringsten Steigung. Die sechste Messung weist
anfänglich die höchste Steigung auf. Es kommt jedoch im späteren Verlauf zu einer Stei-
gungsabnahme. Die siebte Messung weist bei höheren Gewichten die größte Steigung auf.
Nach anfänglich gleichbleibender Steifigkeit kommt es um den Zeitpunkt der vierten Mes-
sung zu einer Abnahme der Steifigkeit im Heilungsverlauf. In der Spätphase der Knochenhei-
lung wird erneut eine höhere Steifigkeit gemessen, wobei die letzte Messung anfänglich eine
geringere Steifigkeit aufweist.
Abbildung 27: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 53 (p. I. = post Inductionem)
Die Graphik von Kaninchen 53 beginnt im negativen Bereich. Dies ist wiederum auf die �ne-
gativ� Messung des Weges zurückzuführen, siehe Tabelle 18 im Anhang. Die zweite Mes-
sung und die zweite Messung p. I. verlaufen �zickzackförmig�, wobei die zweite Messung p.
I. den Messverlauf der zweiten Messung mit geringerer Steigung wiederspiegelt. Ab der drit-
ten Messung weisen die Kurven eine gewisse Linearität in ihrem Kurvenverlauf auf. Sie un-
terscheiden sich in ihrer Steigung und in der Anzahl der aufgelegten Gewichte. Die fünfte
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
-50 0 50 100 150
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
1.Messung Tag 15
2.Messung Tag 22
2.Messung p.I. Tag 22
3.Messung Tag 29
4.Messung Tag 37
5.Messung Tag 43
6.Messung Tag 52
7.Messung Tag 59
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
73
Messung weist die größte Steigung auf, gefolgt von der dritten und der vierten Messung. Die
Kurvenverläufe der sechsten und siebten Messung befinden sich im Vergleich zu den anderen
Messverläufen im mittleren Steigungsbereich.
Insgesamt betrachtet kommt es während des Heilungsverlaufes zu einem Abfall der Steifig-
keit zum Zeitpunkt der zweiten Messung. Weiterhin weist die Kurve um den Zeitpunkt der
Induktion die geringste Steifigkeit auf. Danach nimmt die Steifigkeit über den Heilungsver-
lauf zu und fällt zum Zeitpunkt der siebten Messung erneut ab.
Abbildung 28: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 57 (p. I. = post Inductionem)
Im Kraft/Weg Diagramm von Kaninchen 57 wird die erste Messung nicht aufgeführt. Sie
würde aufgrund der vierstellig negativ gemessenen Werte des Weges zu einer Verzerrung der
Graphik führen. Die zweite Messung beginnt mit einer großen Amplitude des zurückgelegten
Weges. Ab einem aufgelegten Gewicht von 100 g zeigt die Kurve zunehmende Linearität und
eine deutliche Steigung, die bei einem Gewicht von 402g abnimmt. Die dritte Messung weist
anfänglich einen negativen Zahlenwert des Weges auf. Die dritte Messung p. I. ähnelt der
dritten Messung, wobei die nach der Induktion gewonnene Kurve eine höhere Steigung auf-
weist. Die vierte Messung verläuft ähnlich der Messreihen der beiden dritten Messungen. Die
fünfte Messung weist eine geringere Steigung als die vierte Messung auf. Die sechste Mes-
sung besitzt die größte Steigung und verläuft weitestgehend linear. Die siebte Messung ver-
läuft ähnlich der sechsten Messung, jedoch mit einer geringeren Steigung.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
4,50
-100 0 100 200 300 400 500
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
2.Messung Tag 23
3.Messung Tag 30
3.Messung p.I. Tag 30
4.Messung Tag 35
5.Messung Tag 42
6.Messung Tag 49
7.Messung Tag 58
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
74
Nach anfänglich höherer Steifigkeit kommt es im Verlauf der Knochenheilung zu einem Ab-
fall der Steifigkeit um den Zeitpunkt der vierten und fünften Messung. Danach nimmt die
Steifigkeit zu und fällt um den Zeitpunkt der siebten Messung erneut ab.
Abbildung 29: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 64 (p. I. = post Inductionem)
Aufgrund des frühen Versterbens von Kaninchen 64 weist diese Graphik nur drei Kurvenver-
läufe auf. Die erste Messung zeigt die Kurvenlinie mit der geringsten Steigung. Sich an einer
Gerade orientierend, weist sie nur leichte Bewegungen im Verlauf auf. Die zweite Messung
verläuft annähernd parallel zur ersten Kurve. Im letzten Drittel des Kurvenverlaufes gewinnt
die erste Messung deutlich an Steigung. Die zweite Messung p. I. bewegt sich anfangs zwi-
schen den Kurvenlinien der ersten und zweiten Messung, nach dem ersten Drittel kommt es
bei einem Gewicht von 201g zu einer vermehrten Steigungszunahme. Nach einem anfänglich
mäanderförmigen Kurvenverlauf wird die Kurve, ab einem aufgelegten Gewicht von 250g,
zunehmend linear. Während des Heilungsverlaufes kommt es zu einer Zunahme der Steifig-
keit.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
0 20 40 60 80 100
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
1.Messung Tag 15
2.Messung Tag 22
2.Messung p.I. Tag 22
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
75
Abbildung 30: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 66
Bei Kaninchen 66 muss aufgrund der stark divergierenden ersten Messwerte, die erste Mes-
sung aus der Graphik genommen werden. Anfänglich weist die zweite Messung hohe Werte
des Weges auf, die im weiteren Verlauf geringer werden. Auch ihr Kurvenverlauf reicht in
den linken oberen Quadranten, da die Messwerte mitunter negativ werden. Im abschließenden
Kurvenverlauf zeigt die zweite Messung die größte Steigung. Eine geringgradig geringer er-
scheinende Steigung zeigt die sechste Messung, wobei sie im Anfangsverlauf ähnlich der
siebten und dritten Messung verläuft. Die Induktion wurde im Anschluss an die Zweite Mes-
sung durchgeführt, die anschließende Biegesteifigkeitsmessung wurde erst eine Woche später
durchgeführt. Die dritte Messung erscheint kürzer als die anderen Messungen, dies hängt mit
der Dichte der Werte zusammen. Die fünfte Messung zeigt einen leicht schwankenden Kur-
venverlauf, mit größerer Steigung als die vierte Messung, wobei zu Beginn die Steigung der
vierten Messung höher ist, als die der fünften Messung.
Nach anfänglich höherer Steifigkeit kommt es zu einem Abfall der Steifigkeit um den Zeit-
punkt der dritten und vierten Messung. In der Spätphase Knochenheilung kommt es wieder zu
einer Zunahme der Steifigkeit. Zum Zeitpunkt der siebten Messung fällt die Steifigkeit erneut
ab.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
4,50
-50 0 50 100 150
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
2.Messung Tag 22
3.Messung Tag 28
4.Messung Tag 33
5.Messung Tag 40
6.Messung Tag 47
7.Messung Tag 56
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
76
Abbildung 31: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 90 (p. I. = post Inductionem)
Die Kurvenverläufe der einzelnen Messreihen von Kaninchen 90 ähneln in ihrem Verlauf
Ursprungsgeraden mit unterschiedlicher Steigung. In ihrem Verlauf überwiegend konstant,
weist nur die dritte Messung p. I. einen leicht schwankenden Verlauf auf. Die anderen Kurven
verlaufen beinahe linear. Die sechste Messung besitzt die größte Steigung, gefolgt von der
zweiten Messung p. I. Die fünfte und die zweite Messung haben einen ähnlichen Verlauf,
wobei sie sich in ihrem Anfangsverlauf dahingehend unterscheiden, dass die zweite Kurve
zunächst steiler verläuft und dann leicht abfällt. Die vierte Messung zeigt einen annähernd
linearen Verlauf. Die dritte Messung weist die geringste Steigung der einzelnen Messungen
auf.
Während des Heilungsverlaufes kommt es zu einer Abnahme der Steifigkeit bis zur dritten
Messung, anschließend nimmt die Steifigkeit in der Spätphase der Knochenheilung wieder zu.
Im Folgenden wird die Messreihe von Kaninchen 85 aufgeführt. Aufgrund des Operationssi-
tus wurde es aus der zweiten Versuchsgruppe genommen und bildet Versuchsgruppe 3.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
4,50
-50 0 50 100 150
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
2.Messung Tag 28
2.Messung p.I. Tag 28
3.Messung Tag 33
4.Messung Tag 40
5.Messung Tag 47
6.Messung Tag 56
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
77
Abbildung 32: Biegung der Tibia durch aufgelegte Gewichtskräfte Tier-Nr. 85
Im Kraft/Weg Diagramm von Kaninchen 85 werden alle Messungen der zweiten bis zur sieb-
ten Messung aufgeführt. Die erste Messung wird aufgrund der hohen negativen Zahlenwerte
nicht aufgenommen. Stark mäandrierend, mit größter Steigung zeigt sich die sechste Mes-
sung. Da ein Teil der Messergebnisse im negativen Bereich liegen, befindet sich die Kurve
teilweise im linken Quadranten. Ein mäandrierender Kurvenverlauf ist bei der siebten Kurve
bis zu einem Gewicht von 279g zu finden. Ab diesem Gewicht verläuft die Kurve beinahe
linear. Die vierte Messung weist in ihrem Kurvenverlauf anfänglich eine deutliche Ausdeh-
nung in Richtung x-Achse auf. Die ersten Werte des Weges sind deutlich höher, als in der
fortschreitenden Messung. Ab einem Gewicht von 149g verläuft die Kurve dann weitestge-
hend linear. Die fünfte Messung zeigt eine geringere Steigung, als die sechste und siebte Mes-
sung. Die dritte Messung beginnt mit einer flachen Steigung und gewinnt dann ab einem Ge-
wicht von 79g deutlich an Steigung. Die zweite Messung weist die geringste Steigung auf.
Während des Heilungsverlaufes kommt es zu einer Zunahme der Steifigkeit, die um den Zeit-
punkt der fünften Messung abfällt. Anschließend nimmt die Steifigkeit wieder zu und fällt zur
letzten Messung erneut ab.
Allgemein betrachtet kommt es im Verlauf der Messungen nach einer anfänglichen Steifig-
keitszunahme in der Frühphase der Knochenheilung zu einem leichten Abfall der Steifigkeit
mit einer anschließenden Zunahme der Steifigkeit in der Spätphase der Knochenheilung. Im
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
-50 0 50 100
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
2.Messung Tag 22
3.Messung Tag 29
4.Messung Tag 37
5.Messung Tag 43
6.Messung Tag 52
7.Messung Tag 59
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
78
späteren Heilungsverlauf werden höhere Werte der Gesamtsteifigkeit erreicht. Über den ges
samten Heilungsverlauf nimmt die Steifigkeit des Knochens. Zum Ende des Beobachtungs-
zeitraumes der Knochenheilung erfolgt eine Stagnation der Steifigkeit oder sogar eine erneute
Steifigkeitsabnahme. Der Vorgang der Induktion geht mit einer sofortigen Steifigkeitserhö-
hung einher. Da jedoch bei den Kaninchen 28, 30 und 66 nicht direkt anschließend an die
Induktion eine erneute Biegesteifigkeitsmessung stattfinden konnte, ist der direkte Effekt der
Induktion, die Steifigkeitszunahme, nicht eindeutig erkennbar. Durch die unterschiedliche
Ausprägung der Konformationsänderung der Platte während der Induktion, kommt zu einer
unterschiedlichen Zunahme der Steifigkeit. Theoretisch ist eine 200% Steifigkeitszunahme
bei einer vollständigen Konformationsänderung (ebenes Profil der Platte) möglich. Da jedoch
in den meisten Fällen nur ein annähernd ebenes Oberflächenrelief erreicht werden konnte und
die unterste Schicht der Platte bis zum Versuchsende gewölbt blieb, kann nicht genau abge-
schätzt werden, wie groß die Steifigkeitsänderung ist, die auf die Konformationsänderung
zurückzuführen ist. Ein Vergleich der Einzeltiere untereinander gestaltet sich schwierig, da
nicht bei jedem Kaninchen die gleichen Steifigkeitswerte der Platte erreicht werden konnten.
3.3.2 Unterschiede zwischen den Tieren bei einem Zeitpunkt
Im Folgenden werden die Messreihen der einzelnen Kaninchen, während der wöchentlich
stattfindenden Messungen untereinander verglichen. Die x-Achse gibt den Weg in µm an. Auf
der y-Achse wird die Kraft in Newton gemessen, dargestellt. Zusätzlich wird der Tag (T) des
Heilungsverlaufes angegeben, an dem die Messung stattgefunden hat.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
79
Abbildung 33: vergleichende Darstellung der 1. Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 28, 30, 53 und 64
(Versuchsgruppe 2). Die Messungen wurden an Tag 15 und 17 (T=Tag) post operationem durchgeführt.
Die erste Messung umfasst nur die Messreihen von vier Kaninchen, da das Aufführen der
ersten Messung der anderen Kaninchen zu einer Verzerrung der Graphik geführt hätte. Die
Messungen wurden zwischen Tag 15 und 17 gewonnen. Insgesamt zeigt sich eine starke
Streuung der einzelnen Messpunkte.
0,00
0,20
0,40
0,60
0,80
1,00
1,20
1,40
-100 -50 0 50 100
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
1. Messung
Tier 28 T17
Tier 30 T17
Tier 53 T15
Tier 64 T15
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
80
Abbildung 34: vergleichende Darstellung der 2. Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 28, 30, 53, 57, 64, 66
(alle Versuchsgruppe 2) und Kaninchen 85 (Versuchsgruppe 3). Die Messungen wurden an Tag 22 und 23
(T=Tag) post operationem durchgeführt.
Bei der zweiten Messung nimmt die Streuung der einzelnen Messpunkte ab. Die Messpunkte
der einzelnen Messreihen liegen zunehmend auf einer Geraden, wobei die Messpunkte von
Kaninchen 57 anfänglich eine große Streuung aufweisen. Die Messpunkte von Kaninchen 85
weisen die geringste Steigung im Kurvenverlauf auf. Die Messungen wurden zwischen dem
22. und dem 23. Tag nach der Operation durchgeführt.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
-100 0 100 200 300 400 500
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
2. Messung
Tier 28 T23
Tier 30 T23
Tier 53 T22
Tier 57 T23
Tier 64 T22
Tier 66 T22
Tier 85 T22
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
81
Abbildung 35: vergleichende Darstellung der 3. Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 28, 30, 53, 57, 66, 90
(alle Versuchsgruppe 2) und 85 (Versuchsgruppe 3). Die Messungen wurden an Tag 28, 29 und Tag 30 (T=Tag)
post operationem durchgeführt.
Bei der dritten Messung zeigt sich eine Art Gruppenbildung. Die Messreihen der Kaninchen
28, 66, 85 und 90 verlaufen annähernd deckungsgleich und weitestgehend linear. Ihre Kurven
weisen die größte Steigung und Steifigkeit auf. Die Messreihe von Kaninchen 30 verläuft
parallel dazu mit geringerer Steifigkeit. Die Messreihen von Kaninchen 53 und 57 weisen
eine große Streuung der einzelnen Messpunkte auf. Ihre Steifigkeit ist im untersuchten Zeit-
raum am geringsten. Die Messungen wurden zwischen Tag 28 und Tag 30 durchgeführt.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
-50 0 50 100
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
3. Messung
Tier 28 T30
Tier 30 T30
Tier 53 T29
Tier 57 T30
Tier 66 T28
Tier 85 T29
Tier 90 T28
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
82
Abbildung 36: vergleichende Darstellung der 4. Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 28, 30, 53, 57, 66, 90
(alle Versuchsgruppe 2) und 85 (Versuchsgruppe 3). Die Messungen wurden an Tag 33, 35 und Tag 37 (T=Tag)
post operationem durchgeführt.
Die vierte Messung zeigt bei fast allen Kaninchen eine annähernd linear verlaufende Messrei-
he. Der Kurvenverlauf von Kaninchen 30 weist die größten Schwankungen auf. Im Gesamt-
bild der vierten Messung zeigt sich eine Art Gruppenbildung. Die Kaninchen 28, 53 und 85
zeigen die größte Steifigkeit. Eine etwas geringere Steifigkeit zeigen die Messverläufe von
Kaninchen 66, 57 und 90. Die geringste Steifigkeit liegt bei Kaninchen 30 vor. Die Messwer-
te wurden zwischen Tag 33 und Tag 37 erhoben.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
-50 0 50 100 150 200
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
4. Messung
Tier 28 T35
Tier 30 T35
Tier 53 T37
Tier 57 T35
Tier 66 T33
Tier 85 T37
Tier 90 T33
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
83
Abbildung 37: vergleichende Darstellung der 5. Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 28, 30, 53, 57, 66, 90
(alle Versuchsgruppe 2), 85 (Versuchsgruppe 3) und 150 (Versuchsgruppe 1). Die Messungen wurden zwischen
Tag 40 und 43 (T=Tag) post operationem durchgeführt.
Das Gesamtbild der fünften Messung zeigt eine deutliche Fokussierung hinsichtlich der ge-
messenen Steifigkeit. Kaninchen 53 weist die größte Steifigkeit auf. Die geringste Steifigkeit
zeigt Kaninchen 150, gefolgt von Kaninchen 57. Im Messverlauf von Kaninchen 57 zeigt sich
außerdem eine größere Streuung der einzelnen Messpunkte. Die Kurvenverläufe der anderen
Kaninchen sind weitestgehend linear. Die Messungen fanden zwischen Tag 40 und Tag 43
des Heilungsverlaufes statt.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
-50 0 50 100 150 200
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
5. Messung
Tier 28 T42
Tier 30 T42
Tier 53 T43
Tier 57 T42
Tier 66 T40
Tier 85 T43
Tier 90 T40
Tier 150 T41
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
84
Abbildung 38: vergleichende Darstellung der 6. Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 28, 30, 53, 57, 66, 90
(alle Versuchsgruppe 2), 85 (Versuchsgruppe 3), 150 und 220 (beide Versuchsgruppe 1). Die Messungen wurden
zwischen Tag 47 und Tag 52 (T=Tag) post operationem durchgeführt.
Die sechste Messung wurde zwischen Tag 47 und Tag 52 durchgeführt. Sie zeigt einen linea-
ren Verlauf aller Messreihen. Die Steifigkeit von Kaninchen 150 ist am geringsten, gefolgt
von der Steifigkeit von Kaninchen 220. Diese beiden Kaninchen unterscheiden sich durch den
Operationssitus von den anderen Kaninchen. Während der Operation haben sie unilateral ein-
gebrachte Bohrdrähte erhalten. Ihre Grundsteifigkeit ist insgesamt geringer. Die Messverläufe
der anderen Kaninchen weisen zu diesem Zeitpunkt eine annähernd ähnliche Steifigkeit auf.
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
3,00
3,50
4,00
-100 0 100 200 300 400 500
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
6. Messung
Tier 28 T49
Tier 30 T49
Tier 53 T52
Tier 57 T49
Tier 66 T47
Tier 85 T52
Tier 90 T47
Tier 150 T49
Tier 220 T50
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
85
Abbildung 39: vergleichende Darstellung der 7. Biegesteifigkeitsmessung von Kaninchen 28, 30, 53, 57, 66, 90
(alle Versuchsgruppe 2), 85 (Versuchsgruppe 3), 150 und 220 (beide Versuchsgruppe 1). Die Messungen wurden
bei Kaninchen 28, 30, 53, 57, 66, 85 und 90 zwischen Tag 56 und Tag 59 (T=Tag) durchgeführt. Die Messun-
gen von Kaninchen 150 und 220 fanden bereits an Tag 53 und 54 statt.
Bei der siebten Messung weist Kaninchen 220 die geringste Steifigkeit auf, gefolgt von Ka-
ninchen 150. Die Messverläufe der anderen Kaninchen weisen anfänglich eine ähnliche Stei-
figkeit auf. Es kommt jedoch bei höheren Gewichten zu einer Divergenz im zurückgelegten
Weg und der dafür benötigten Kraft. Es zeigt sich eine Art Gruppenbildung. Die Messverläu-
fe von Kaninchen 30 und 85 weisen die größte Steifigkeit auf. Die Messverläufe von Kanin-
chen 53, 57, 66 und 90 zeigen eine etwas geringere Steifigkeit. Kaninchen 28 weist die ge-
ringste Steifigkeit der Kaninchen mit bilateral eingebrachten Bohrdrähten auf. Die letzte Mes-
sung wurde in der zweiten Versuchsgruppe zwischen Tag 56 und 59 durchgeführt. Bei der
ersten Versuchsgruppe (Kaninchen 150 und 220) wurde die letzte Messung bereits an Tag 53
und Tag 54 durchgeführt.
0,00
1,00
2,00
3,00
4,00
5,00
6,00
-100 0 100 200 300 400
Kra
ft [
N]
Weg [µm]
7. Messung
Tier 28 T58
Tier 30 T58
Tier 53 T59
Tier 57 T58
Tier 66 T56
Tier 85 T59
Tier 90 T56
Tier 150 T53
Tier 220 T54
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
86
Bei der Betrachtung der Unterschiede zwischen den Tieren zu einem Zeitpunkt zeigt sich zu
Beginn des Heilungsverlaufs eine deutliche Streuung in den einzelnen Messreihen. Die Tiere
zeigen eine deutliche Variabilität hinsichtlich der Werte der Steifigkeit. Über den Heilungs-
verlauf hinweg zeigt sich eine zunehmende Annäherung der Steifigkeit der einzelnen Tiere.
Zum Zeitpunkt der sechsten Messung, zwischen Tag 47 und Tag 52 weisen die Kaninchen der
zweiten Versuchsgruppe eine ähnliche Steifigkeit auf. Die Kaninchen der ersten Versuchs-
gruppe weisen zu diesem Zeitpunkt eine deutlich geringere Steifigkeit auf. Da jedoch die Stei-
figkeit von Kaninchen 85 (Versuchsgruppe 3) ähnlich der von Versuchsgruppe 2 ist, ist der
Verlauf der Steifigkeit über den Heilungsverlauf weniger auf den Vorgang der Induktion zu-
rückzuführen, als vielmehr auf den operativen Situs. Die Kaninchen der ersten Versuchsgrup-
pe haben unilaterale Bohrdrähte erhalten und weisen eine deutlich geringer Steifigkeit zum
Ende der Knochenheilung auf, als die Kaninchen der zweiten und dritten Versuchsgruppe mit
unilateralen Bohrdrähten. Da Kaninchen 85 (Versuchsgruppe 3) nicht induziert wurde, ist die
Steifigkeit zum Ende der Knochenheilung auf die Bohrdrähte zurückzuführen.
Tabelle 4: Zusammenfassende Betrachtung des Kraft/Weg Quotienten der Einzelmessungen
mittels Median (VG = Versuchsgruppe).
Es zeigt sich in der ersten Versuchsgruppe (unilaterale Bohrdrähte, nicht induziert, Kaninchen
150 und 220), dass es zu einer Zunahme des Kraft/Weg Quotienten während einer Messreihe
kommt. Die sechste Messung beginnt mit einem größeren Kraft/Weg Quotienten als die fünf-
te Messung. Bei der siebten Messung fällt der Kraft/Weg Quotient geringer aus. Über den
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
87
Heilungsverlauf hinweg wird früher bei gleichen Gewichten ein konstanter Wert erreicht. Im
späteren Heilungsverlauf bei höheren Gewichten verändert sich der Kraft/Weg Quotient nur
geringfügig. In der zweiten Versuchsgruppe (bilaterale Bohrdrähte, induziert, Kaninchen 28,
30, 53, 57, 66, 90) kommt es über den Heilungsverlauf zu einer Zunahme des Kraft/Weg
Quotienten. Es stellt sich über den Gesamtverlauf schneller ein annähernd konstanter Wert
des Kraft/Weg Quotienten ein. Diese Zunahme zeigt sich auch innerhalb einer Messreihe,
wobei dort auch Sprünge auftreten, die als Reaktion auf das aufgelegte Gewicht zurückzufüh-
ren sind. Teilweise lassen sich Höhepunkte erkennen. Meist stellt sich danach ein konstanter
Wert ein. Negative Vorzeichen sind wiederum auf eine veränderte Richtung des Knochens als
Reaktion auf das aufgelegte Gewicht zurückzuführen. Werte die deutlich mit veränderter
Größe auffallen, sind als Messfehler einzuordnen. In der dritten Versuchsgruppe (bilaterale
Bohrdrähte, nicht induziert, Kaninchen 85) sind besonders bei den letzten beiden Messungen
deutliche Sprünge zu erkennen. Insgesamt weist diese Versuchsgruppe einen deutlich höheren
Kraft/Weg Quotienten auf als die anderen beiden Versuchsgruppen. Die erste Versuchsgruppe
zeigt den geringsten Kraft/weg Quotienten. Die zweite Versuchsgruppe lässt sich bezüglich
des Kraft/Weg Quotienten dazwischen einordnen.
Insgesamt betrachtet zeigen die zweite und dritte Versuchsgruppe deutlich höhere Werte der
Biegesteifigkeit als die erste Versuchsgruppe. Da jedoch die dritte Versuchsgruppe nicht in-
duziert wurde, ist diese Tatsache weniger auf den Vorgang der Induktion zurückzuführen,
sondern eher auf das Vorhandensein der bilateral eingebrachten Bohrdrähte. Diese ermögli-
chen zwangsläufig eine höhere Gesamtsteifigkeit.
3.3.3 Berechnung c-Biegung
Die folgenden Kurven zeigen den Verlauf der c-Biegung im Untersuchungszeitraum. Bei der
c-Biegung handelt es sich um einen errechneten Wert der Gesamtbiegesteifigkeit. Eine Über-
sicht über die errechneten Werte der c-Biegung ist im Anhang Tabelle 25 ersichtlich. Für eine
bessere Übersicht wurden zwei Kurven erstellt. Die erste Kurve stellt den Verlauf bis zur In-
duktion dar, blau gezeichnet und die zweite Kurve den Verlauf nach der Induktion, rot darge-
stellt. In der ersten Versuchsgruppe werden die Graphen der c- Biegung von Kaninchen 150
und Kaninchen 220 aufgeführt.
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
88
Abbildung 40: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 150 über den gesamten Heilungsverlauf.
Abbildung 40 zeigt den Kurvenverlauf der c-Biegung von Kaninchen 150. Dieses Kaninchen
wurde nicht induziert und weist einen durchgängigen Kurvenverlauf auf. An Tag 34 kommt
es zu einem ersten Höhepunkt der c-Biegung bei einem Wert von 0,0009 N/µm. Anschließend
fällt der Wert der c-Biegung ab, um nach Tag 41 und einem Wert von 0,0007 N/µm wieder
anzusteigen. Die Kurve endet an Tag 53 bei einem Wert der c-Biegung von 0,0025 N/µm.
-0,001
0,000
0,001
0,001
0,002
0,002
0,003
0,003
0 20 40 60
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 150
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
89
Abbildung 41: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 220 über den gesamten Heilungsverlauf.
Abbildung 41 zeigt den Verlauf der c-Biegung von Kaninchen 220. Der erste Höhepunkt be-
findet sich an Tag 29 bei einem Wert von -0,7623 N/µm und der zweite Höhepunkt an Tag 50
bei einem Wert von -0,7952 N/µm. Die Kurve weist zwischen Tag 35 und 42 einen niedrige-
ren Kurvenverlauf auf. Der Wert der c-Biegung beträgt an Tag 35 -1,0388 N/µm und an Tag
42 -1,0397 N/µm. Der Wert der c-Biegung fällt nach Tag 50 erneut ab.
In der zweiten Versuchsgruppe werden die Graphen der c-Biegung von Kaninchen 28, 30, 53,
57, 64, 66 und Kaninchen 90 aufgeführt.
-1,400
-1,200
-1,000
-0,800
-0,600
-0,400
-0,200
0,000
0 20 40 60
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 220
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
90
Abbildung 42: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 28 über den gesamten Heilungsverlauf (pI =
post Inductionem).
An Tag 17 weist die c-Biegung von Kaninchen 28 einen Wert von 0,0014 N/µm auf. Nach der
Induktion ist eine Zunahme der c-Biegung festzustellen. An Tag 23 liegt der Wert der c-
Biegung bei 0,0164 N/µm. Da keine Messung direkt anschließend an die Induktion durchge-
führt werden konnte, wird die zweite Messung erst nach sechs weiteren Tagen durchgeführt.
Der Kurvenverlauf von Kaninchen 28 weist an Tag 42 einen Tiefpunkt der c-Biegung bei
einem Wert von 0,0099 N/µm auf. Ein Höhepunkt findet sich an Tag 49 bei einem Wert von
0,0185 N/µm. Danach fällt die c-Biegung erneut ab und endet an Tag 58 bei einem Wert von
0,0118 N/µm.
0,000
0,002
0,004
0,006
0,008
0,010
0,012
0,014
0,016
0,018
0,020
0 20 40 60 80
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 28
Tier 28 pI
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
91
Abbildung 43: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 30 über den gesamten Heilungsverlauf (pI =
post Inductionem).
Der Kurvenverlauf von Kaninchen 30 weist neben einem Tiefpunkt an Tag 35, bei einem
Wert von 0,0025 N/µm, einen Höhepunkt der c-Biegung an Tag 49 und einen Wert von
0,0279 N/µm auf. Der blaue Punkt stellt den Wert der c-Biegung an Tag 17 dar. Die c-
Biegung beträgt hier 0,0077 N/µm. Nach der Induktion an Tag 30 beträgt der Wert der c-
Biegung 0,0054 N/µm.
0,000
0,005
0,010
0,015
0,020
0,025
0,030
0 20 40 60 80
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 30
Tier 30 pI
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
92
Abbildung 44: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 53 über den gesamten Heilungsverlauf (pI =
post Inductionem).
Im Kurvenverlauf von Kaninchen 53 lässt sich über den gesamten Verlauf eine geringer wer-
dende c-Biegung darstellen. Es fällt auf, dass bereits nach Messbeginn eine deutliche Abnah-
me der c-Biegung auftritt. Die letzte Messung vor der Induktion weist einen Wert von 0,0833
N/µm an Tag 22 auf. Nach stattgefundener Induktion steigt der Wert der c-Biegung auf
0,1000 N/µm an. Anschließend fällt die Kurve weiter stetig ab. Und findet ihren Tiefpunkt an
Tag 59 bei einem Wert von 0,0526 N/µm.
0,000
0,020
0,040
0,060
0,080
0,100
0,120
0,140
0,160
0 20 40 60 80
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 53
Tier 53 pI
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
93
Abbildung 45: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 57 über den gesamten Heilungsverlauf (pI =
post Inductionem).
Abbildung 45 zeigt den Kurvenverlauf von Kaninchen 57. Nach anfänglich leichter Abnahme
der c-Biegung, kommt es nach Tag 23 zu einer Zunahme der c-Biegung. Nach der Induktion
steigt der Wert der c-Biegung weiter an. Nach Tag 35 und einem Wert von 0,0075 N/µm
kommt es zu einer Abnahme der c-Biegung und einem Tiefpunkt von 0,004 N/µm an Tag 42.
Danach steigt der Wert der c-Biegung stark an und zeigt einen Höhepunkt an Tag 49, bei ei-
nem Wert von 0,0451 N/µm. Anschließend fällt die c-Biegung erneut ab und endet an Tag 58
bei einem Wert von 0,0144 N/µm.
-0,010
0,000
0,010
0,020
0,030
0,040
0,050
0 20 40 60 80
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 57
Tier 57 pI
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
94
Abbildung 46: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 64 über den gesamten Heilungsverlauf (pI =
post Inductionem).
Der Kurvenverlauf von Kaninchen 64 weist, bedingt durch das frühe Versterben des Tieres,
nur drei Werte der c-Biegung auf. Die blaue Kurve zeigt einen maximalen Wert der c-
Biegung von 0,0072 N/µm an Tag 22. Es zeigt sich, dass es nach der Induktion zu einer Zu-
nahme der c-Biegung gekommen ist. An Tag 22 weist Kaninchen 64 einen Wert der c-
Biegung von 0,0106 N/µm auf.
0,000
0,002
0,004
0,006
0,008
0,010
0,012
0 5 10 15 20 25
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 64
Tier 64 pI
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
95
Abbildung 47: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 66 über den gesamten Heilungsverlauf (pI =
post Inductionem).
Abbildung 47 zeigt die c-Biegung von Kaninchen 66. Nach der Induktion an Tag 21 kommt
es zu einer deutlichen Erhöhung der c-Biegung auf 0,0462 N/µm. An Tag 28 beträgt der Wert
der c-Biegung 0,0516 N/µm. Danach fällt die c-Biegung ab und findet ihren Tiefpunkt an Tag
33 bei einem Wert von 0,0326 N/µm. Anschließend kommt es jedoch zu einer Erhöhung der
c-Biegung und einem Höhepunkt an Tag 47 bei einem Wert von 0,0684 N/µm. Abschließend
fällt die Kurve erneut ab und findet ihren Abschluss bei einem Wert von 0,0437 N/µm an Tag
58.
0,000
0,010
0,020
0,030
0,040
0,050
0,060
0,070
0,080
0 20 40 60 80
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 66
Tier 66 pI
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
96
Abbildung 48: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 90 über den gesamten Heilungsverlauf (pI =
post Inductionem).
In Abbildung 48 wird der Kurvenverlauf von Kaninchen 90 dargestellt. Die blaue Kurve weist
eine Zunahme der c-Biegung zwischen den beiden ersten Messungstagen auf. Nach der In-
duktion kommt es zu einem Sprung im Wert der c-Biegung. Vor der Induktion beträgt die c-
Biegung 0,0100 N/µm, danach liegt sie bei einem Wert von 0,0200 N/µm. Im weiteren Ver-
lauf kommt es zu einem Abfall der c-Biegung mit einem Tiefpunkt um Tag 33, bei einem
Wert von 0,0044 N/µm. Anschließend steigt die c-Biegung wieder an und liegt bei einem
Wert von 0,0161 N/µm an Tag 56.
In der dritten Versuchsgruppe wird die c- Biegung von Kaninchen 85 (bilaterale Bohrdrähte,
nicht induziert) dargestellt.
0,000
0,005
0,010
0,015
0,020
0,025
0 20 40 60
c-B
ieg
un
g i
n [
N/µ
m]
Zeit in Tagen
Tier 90
Tier 90 pI
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
97
Abbildung 49: Darstellung der c-Biegung von Kaninchen 85 über den gesamten Heilungsverlauf.
Abbildung 49 zeigt den Verlauf der c-Biegung von Kaninchen 85 über eine Zeitspanne von
59 Tagen. Die c-Biegung beginnt mit einer flachen Abnahme des Werts der c-Biegung zwi-
schen Tag 15 und Tag 29. Ab Tag 29 verringert sich die c-Biegung deutlich und erlangt einen
Tiefpunkt an Tag 37, bei einem Wert von -0,0414 N/µm. Ab Tag 37 kommt es wieder zu ei-
ner Zunahme der c-Biegung. Sie findet ihren Höhepunkt an Tag 52 bei einem Wert von
0,0619 N/µm. Danach fällt die c-Biegung erneut stark ab und erlangt einen Wert von -0,0582
N/µm am letzten Messungstag. Die Graphik von Kaninchen 85 zeigt eine einheitliche Kurve,
da dieses Tier während des Studienverlaufes nicht induziert wurde.
Bei der statistischen Auswertung der Gesamtbiegesteifigkeit vor und nach der Induktion
ergibt sich eine signifikante Zunahme der Gesamtbiegesteifigkeit nach der Induktion (p =
0,0421). Im Mittel kommt es zu einer Steifigkeitszunahme von 0,009 N/µm (Median) (MW
0,013). Da teilweise eine Zeitspanne von einer Woche zwischen Induktion und der nächsten
Biegesteifigkeitsmessung lag, kann nicht genau errechnet werden wie groß der direkte Ein-
fluss der Induktion auf das Ergebnis der Biegesteifigkeitsmessung ist.
Allgemein betrachtet lassen sich bei den Kaninchen, die der Biegesteifigkeitsmessung unter-
zogen wurden nach anfänglicher Zunahme der Gesamtbiegesteifigkeit eine Steifigkeitsab-
nahme mit einem Tiefpunkt um Tag 35 ± 2 erkennen. Anschließend nimmt die Gesamtbiege-
steifigkeit wieder zu und erreicht einen Höhepunkt um Tag 50 ± 3. Zur letzten Messung fällt
-0,080
-0,060
-0,040
-0,020
0,000
0,020
0,040
0,060
0,080
0 20 40 60 80
c-B
ieg
un
g [
N/µ
m]
Zeit p. op. [d]
Tier 85
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
98
die Gesamtbiegesteifigkeit bei den meisten Kaninchen erneut ab. Die Gesamtbiegesteifigkeit
von Kaninchen 53 nimmt über den gesamten Heilungsverlauf ab. Ein Vergleich der absoluten
Werte der Gesamtbiegesteifigkeit ist aufgrund der sehr großen Streuung zwischen den Tieren
Werte und des intraindividuellen Heilungsverlaufes schwer möglich.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
99
3.4 Röntgenuntersuchung
Abbildung 50: Übersicht über die Stärke der Knochenzubildungen während des Heilungsverlaufes am Röntgen-
bild in Versuchsgruppe 1 (K9-K220) und Versuchsgruppe 2 (K28-K90) und Versuchsgruppe 3 (K85).
(K = Kaninchen, VG = Versuchsgruppe, negativer Wert = Osteolyse)
Abbildung 50 zeigt die am Röntgenbild gemessenen Veränderungen der einzelnen Versuchs-
gruppen zu allen Zeitpunkten. Die erste Versuchsgruppe (K9-K220) umfasst die Kaninchen
ohne Induktion mit unilateral eingebrachten Bohrdrähten, die zweite Versuchsgruppe (K28-
K90) umfasst die Kaninchen mit Induktion (excl. Kaninchen 85) und bilateral eingebrachten
Bohrdrähten. Im Anhang ist die individuelle Röntgenauswertung in Tabelle 27, Tabelle 28
und Tabelle 28 ersichtlich. Post operationem wurden die Kaninchen geröntgt, da die Rönt-
genanlage zum Zeitpunkt des Röntgens von Kaninchen 64 außer Betrieb war, musste auf ein
postoperatives Röntgen verzichtet werden. In der ersten Versuchsgruppe erlitt Kaninchen 150
während der Operation eine zusätzliche Längsfraktur. Röntgenologisch war diese Längsfrak-
tur nach dem Einbringen zweier zusätzlicher Zugschrauben nicht mehr ersichtlich. Allgemein
betrachtet wiesen die Kaninchen postoperativ einen Frakturspalt zwischen 0 und 1mm auf und
somit keine oder nur geringgradige Abweichungen von der Norm, das heißt dem Knochen-
stand vor der Osteotomie. In der ersten Versuchsgruppe wurden nach zwei Wochen erneut
Röntgenuntersuchungen durchgeführt. Dabei wurden bereits geringgradige periostale Zubil-
dungen sowohl kranial als auch kaudal um den Bereich der Osteotomiestelle deutlich. Wei-
terhin zeigten sich beginnende geringgradige periostale Zubildungen um die Bohrdrähte und
-0,50
0,00
0,50
1,00
1,50
2,00
2,50
K 9 K 33 K 44 K
150
K
220
K 28 K 30 K 53 K 57 K 64 K 66 K 90 K 85
Stä
rke
[m
m]
VG 1 VG 2 VG 3
Kranial Frakturspalt Kaudal Bohrdrähte Gesamt
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
100
die Schraubenspitzen. Diese waren nicht bei allen Tieren gleichermaßen zu erkennen und un-
terschieden sich auch in ihrer Lokalisation und Anzahl. Kaninchen 150 wies die größten peri-
ostalen Zubildungen um die Bohrdrähte und um die Osteosyntheseplatte auf und wurde bei
der Bewertung mit mittelgradig bewertet. Nach etwa vier Wochen post operationem war der
Frakturspalt noch bei zwei Kaninchen deutlicher zu erkennen. Die periostalen Zubildungen
unterschieden sich röntgenologisch kaum von den Ergebnissen, die zwei Wochen zuvor ge-
wonnen wurden. Ihre Dimension erschien nur geringgradig stärker. Nach sechs Wochen zeig-
te sich der Frakturspalt bei allen Kaninchen dieser Versuchsgruppe gut durchbaut. Die perios-
talen Zubildungen im Bereich der Bohrdrähte erschienen deutlich kleiner, als noch zwei Wo-
chen zuvor. Nur Kaninchen 150 wies noch mittelgradige periostale Zubildungen um die
Bohrdrähte auf. Bei Kaninchen 9 wurde durch den Bohrdraht die Fibula frakturiert. Diese
wies bereits nach zwei Wochen eine als geringgradig zu beurteilende Knochenreaktion auf.
Nach sechs Wochen war dieser Bereich jedoch vollständig umgebaut.
Die zweite Versuchsgruppe wurde in dreiwöchigem Abstand geröntgt. Dies erschien ausrei-
chend, da bei den vorhergegangenen Kaninchen die Veränderungen in zweiwöchigem Ab-
stand nicht all zu groß erschienen und deutliche Veränderungen erst ab der vierten Woche
ersichtlich waren. Somit erschien es sinnvoller das Röntgen in dreiwöchigem Abstand durch-
zuführen. Kaninchen 64 verstarb beim nächsten Röntgentermin. Röntgenologisch stellten sich
bei der Röntgenuntersuchung nach drei Wochen sowohl mittelgradige periostale Zubildungen
um die Bohrdrähte als auch um die Schraubenspitzen dar. Die Ausdehnung des Frakturspalts
wurde als geringgradig beurteilt. Die Kaninchen der zweiten Versuchsgruppe (28, 30, 53, 57,
66 und 90) zeigten, verglichen mit der ersten Versuchsgruppe einen ähnlichen Verlauf der
Knochenheilung. Ab der dritten Woche konnten sowohl geringgradige periostale Zubildungen
um den Frakturspalt als auch um die Bohrdrähte und Schraubenspitzen beschrieben werden.
Aufgrund der bilateral eingebrachten Bohrdrähte wiesen sie nicht nur am Eintrittsbereich der
Bohrdrähte sondern auch an der Austrittsstelle der Bohrdrähte periostale Zubildungen auf.
Nach sechs Wochen zeigte sich der Frakturspalt gut durchbaut und die periostalen Zubildun-
gen erschienen geringer. Die Kaninchen der zweiten Versuchsgruppe wurden direkt nach der
Induktion geröntgt. Dadurch sollte die veränderte Form der Osteosyntheseplatte dargestellt
und beurteilt werden können. Insgesamt ließ sich röntgenologisch bei allen induzierten Ka-
ninchen eine leichte Wölbung der untersten Schicht des flexiblen Bereiches der Osteosynthe-
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
101
seplatte darstellen. Abbildung 50 fällt durch zwei negativ Ausschläge im Graphikverlauf auf.
Bei Kaninchen 30 und 90 erschienen die Veränderungen am Frakturspalt zeitweise röntgeno-
logisch osteolytisch. Insgesamt betrachtet erscheinen die röntgenologisch darzustellenden
Veränderungen in der zweiten Versuchsgruppe geringer zu sein als in der ersten. Dennoch
können die gemessenen Veränderungen in beiden Versuchsgruppen als gering bewertet wer-
den. Beide Versuchsgruppen weisen eine gute Konsolidierung des Knochens auf und verfü-
gen zum Versuchsabschluss über eine homogene Struktur.
In der dritten Versuchsgruppe (Kaninchen 85) kam es während der Operation etwa 1cm distal
der Osteotomiestelle zu einer Periimplantatfraktur. Mittels des vollständigen Anlegens des
Fixateurs externe konnte jedoch eine stabile Osteosynthese geschaffen werden. Röntgenolo-
gisch wies dieses Kaninchen eine hochgradige Kallusbildung um den distalen Frakturbereich
auf. Um die eigentliche Osteotomiestelle kam es etwa ab der vierten Woche zu geringgradi-
gen periostalen Zubildungen. Im Verlauf der Röntgenkontrolle zeigte sich eine gute Kno-
chenheilung der distalen Fraktur und des Osteotomiebereiches.
(a) (b)
Abbildung 51: Röntgenaufnahmen in lateralem und kraniokaudalem Strahlengang von Kaninchen 28 (a) direkt
post operationem und (b) drei Wochen post operationem nach stattgefundener Induktion. Bei (b) ist um die Os-
teotomiestelle eine geringgradig kaudale Kallusbildung zu erkennen. Deutlich lässt sich der Osteotomiebereich
darstellen. Das Implantat erscheint im kraniokaudalem Strahlengang annähernd gerade.
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
102
Abbildung 51 (a) zeigt röntgenologisch den postoperativen Sitz der Implantate bei Kaninchen
28 und (b) den Heilungsverlauf zum Zeitpunkt der dritten Woche nach durchgeführter Induk-
tion. Die ersten Aufnahmen wurden im Cast durchgeführt, um eine maximale Stabilität zu
gewährleisten.
Vergleicht man die Zubildungen zum Zeitpunkt der sechsten Woche ergibt sich ein Median
von 0,525 in der ersten Versuchsgruppe, ein Median von 0,25 in der zweiten und ein Median
von 0,25 in der dritten Versuchsgruppe. Dies zeigt, dass die Veränderungen in der zweiten
und dritten Versuchsgruppe ähnlich sind und die erste Versuchsgruppe sich deutlich in der
Ausprägung der Zubildungen unterscheidet. Die statistische Auswertung für die röntgenolo-
gisch gemessenen Veränderungen um die Implantate und den Osteotomiebereich ergeben für
die kranial festzustellenden Veränderungen einen signifikanten Wert (p = 0,036). In der zwei-
ten Versuchsgruppe (induziert) ist die Ausprägung der kranial darzustellenden Knochenreak-
tionen signifikant größer, als in der ersten Versuchsgruppe. Für die Veränderungen an den
Bohrdrähten, den kaudal und den gesamt zu erkennenden Veränderungen ergeben sich keine
signifikanten Werte.
Dies bedeutet, dass es hinsichtlich der Ausprägungen der röntgenologisch festzustellenden
Veränderungen, bis auf die kranial auftretenden Veränderungen, keine Unterschiede zwischen
den einzelnen Versuchsgruppen gibt.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
103
3.5 Präparation der Tibiae
Nach der Euthanasie wurden bei allen Kaninchen die Tibiae freipräpariert. Für einen besseren
Vergleich wurden beide Tibiae freipräpariert.
Abbildung 52: Nach Eröffnen der Haut lässt sich eine bindegewebige Schicht über der Osteosyntheseplatte dar-
stellen. Vereinzelt zeichnen sich darin kleine Blutgefäße ab.
Nach der Inzision der Haut wird das darunterliegende Unterhautgewebe sichtbar. Es scheint
zu einer geringgradigen bindegewebigen Durchsetzung des Unterhautgewebes gekommen zu
sein. Die Osteosyntheseplatte wird von Bindegewebe eingeschlossen. Feine Hautgefäße wer-
den sichtbar.
Abbildung 53: Nach dem Entfernen der Bindegewebsschicht stellt sich die Osteosyntheseplatte dar. Die Platte
weist ein ebenes Oberflächenrelief auf. Es handelt sich hier um ein Kaninchen der zweiten Versuchsgruppe, nach
erfolgreich durchgeführter Induktion.
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
104
Nach dem Entfernen der bindegewebsartigen Schicht um die Osteosyntheseplatte wird der
Blick auf die Muskulatur sichtbar. Aus präparationstechnischen Gründen erscheint die Mus-
kulatur eingeschnitten. Farblich und auch strukturell zeigen sich jedoch keine Veränderungen
an der Muskulatur.
Abbildung 54: Nach dem vollständigen Entfernen der Haut und dem Entfernen der Schrauben zeigt sich die
Osteosyntheseplatte mit knochenartigen Zubildungen um die Platte. Die distale Mittelschicht der Platte ist noch
gewölbt.
Nach dem Entfernen der Haut, der Unterhaut sowie den bindegewebigen Auflagerungen wird
die Osteosyntheseplatte sichtbar. Die oberste Schicht des Mittelbereiches der Osteosynthese-
platte weist ein ebenes Oberflächenrelief auf. Sichtbar wird im flexiblen Bereich der Platte die
Wölbung der untersten Schicht. Unterhalb dieser Wölbung ist es zu einer deutlichen Zubil-
dung von Gewebe gekommen. Bereits nach drei Wochen Heilungsverlauf verhindert diese
Zubildung eine gerade Struktur der untersten Schicht der Platte. Weiterhin sind die Zubildun-
gen um die Osteosyntheseplatte gut ersichtlich.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
105
Abbildung 55: Explantierte Tibia mit gewölbtem Implantat. Die Schrauben für die Fixation der Platte wurden
bereits entfernt. Es lassen sich zwei zusätzliche Schrauben erkennen. Um die Austrittslöcher der Bohrdrähte
erkennt man geringe periostale Zubildungen. Es handelt sich um die Tibia von Kaninchen 150, da bei diesem
Kaninchen zum Zeitpunkt der Operation zwei zusätzliche Zugschrauben eingebracht wurden.
Abbildung 55 zeigt die explantierte Tibia von Kaninchen 150 (Versuchsgruppe 1). Da dieses
Kaninchen während der Operation eine Splitterfraktur distal der Osteotomiestelle erlitten hat-
te, wurden zwei zusätzliche Zugschrauben eingebracht. Die Tibia von Kaninchen 150 zeigt
beispielhaft die maximal festzustellenden Veränderungen an den Tibiae der Kaninchen. Nach
53 Tagen Heilungsverlauf sind noch Bereiche geringer periostaler Zubildung erkennbar. Den-
noch weist die Tibia weitestgehend eine homogene Struktur auf. Weiterhin wurde bei diesem
Kaninchen durch die durchgeführte Osteotomie der distale Ansatzbereich der Fibula verletzt,
es lässt sich noch eine geringe Zubildung erkennen. Kaninchen 150 wurde nicht induziert und
weist zum Versuchsabschluss noch die voreingestellte Wölbung der Osteosyntheseplatte auf.
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
106
Abbildung 56: Exemplarische Darstellung der explantierten Tibia von Kaninchen 30. Die Osteosyntheseplatte
weist ein gerades Oberflächenrelief auf. Die Induktion wurde erfolgreich durchgeführt. Die distale Schicht des
Mittelbereichs der Platte zeigt eine deutliche Wölbung. Die Osteotomiestelle lässt sich noch durch eine geringe
Farbveränderung des Knochens darstellen.
Die Abbildung 56 zeigt die Tibia von Kaninchen 30 (Versuchsgruppe 2). Der Knochen er-
scheint makroskopisch von homogener Struktur. An diesem Präparat lassen sich keine ver-
mehrten Zubildungen um die Austrittslöcher der Bohrdrähte erkennen. Deutlich ersichtlich ist
die Zubildung um die Osteosyntheseplatte und unterhalb des Mittelbereichs der Osteosynthe-
seplatte. Die Implantatoberfläche weist ein ebenes Oberflächenrelief auf und veranschaulicht
das Ergebnis der Induktion.
Abbildung 57: Tibia von Kaninchen 30 nach dem Entfernen der Osteosyntheseplatte. Deutlich lassen sich die
Zubildungen um die Platte und die eingebrachten Schrauben darstellen. Insgesamt weist der Knochen eine ho-
mogene Struktur auf.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
107
Abbildung 57 zeigt die Tibia von Kaninchen 30 nach dem Entfernen der Osteosyntheseplatte.
Sowohl um die Schraubenlöcher als auch um die gesamte Osteosyntheseplatte lässt sich eine
etwa 2 mm hohe knochenähnliche Zubildung erkennen. Eine feine weiße Linie kennzeichnet
in dieser Abbildung noch die Osteotomiestelle.
Betrachtet man beide Versuchsgruppen vergleichend, so lassen sich keine Unterschiede hin-
sichtlich der auftretenden Veränderungen an den einzelnen Geweben nur einer Versuchsgrup-
pe zuordnen. Durch die Ein- und Austrittslöcher der Bohrdrähte ist eine Versuchsgruppenzu-
ordnung jedoch gut möglich. Postmortal betrachtet zeigen sich keine Unterschiede zwischen
den Kaninchen mit unilateral oder bilateral eingebrachten Bohrdrähten. Weiterhin ist anhand
der Tibiae nicht ersichtlich welches Kaninchen die wöchentlich erfolgte Biegesteifigkeitsmes-
sung erhalten hat, oder welches Kaninchen induziert wurde. Es lassen sich keine Veränderun-
gen explizit auf den induktiven Vorgang und die damit eingebrachte Wärme zurückführen.
Durch die Explantation der linken Tibiae konnte gezeigt werden, dass es nicht durch die Bie-
gesteifigkeitsmessung zu einer Dickenzunahme des Knochens gekommen ist, sondern dass
diese auf das Größenwachstum der Kaninchen während des Studienverlaufs zurückzuführen
ist. Keines der Kaninchen wies deutliche Größen- bzw. Stärkeunterschiede im Vergleich der
beiden Tibiae auf. Die erste Versuchsgruppe wies zum Studienbeginn ein geringgradig gerin-
geres Körpergewicht auf, wobei sich die Gewichtszunahmen beim Versuchsabschluss zwi-
schen den beiden Versuchsgruppen nicht unterschieden.
Beide Versuchsgruppen zeigten zum Versuchsabschluss eine gute Konsolidierung des Kno-
chens. Makroskopisch ließen sich bei einigen Kaninchen noch geringgradige Knochenreakti-
onen um die Pininsertionsstellen darstellen. Der Osteotomiebereich wurde höchstens durch
eine lila gefärbte, oder eine weiß aufgehellte Markationslinie distal der Osteosyntheseplatte
markiert. Bei den meisten Kaninchen war die Osteotomiestelle jedoch nicht mehr zu erken-
nen.
Deutlich zeigten sich in beiden Versuchsgruppen die Knochenreaktionen um die Osteosynthe-
seplatte. Es hatte sich eine dünne, knochenähnliche Schicht um die Osteosyntheseplatte gebil-
det. Diese war in beiden Versuchsgruppen gleichermaßen vorhanden.
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
108
3.6 µ-CT Untersuchung und Auswertung der erhobenen Daten
In beiden Versuchsgruppen konnten jeweils von sechs Kaninchen die Daten für die µ-CT
Auswertung verwendet werden. Tabelle 26 im Anhang zeigt eine Übersicht über die gemes-
senen Daten der µ-CT Untersuchung beider Versuchsgruppen.
Abbildung 58: 3D-Darstellung des Knochenabschnittes um den Osteotomiebereich von Kaninchen 220, erste
Versuchsgruppe.
Abbildung 58 zeigt die 3D Darstellung des Knochenbereichs um die Osteotomiestelle von
Kaninchen 220 (Versuchsgruppe 1). Neben dem Auflagebereich der Osteosyntheseplatte und
den Schraubengewinden lässt sich die Osteotomiestelle als Einziehung des Knochens im Plat-
tenbereich deutlich darstellen. Ansonsten weist der Knochen eine gute Struktur und Konsoli-
dierung auf. Ansatzweise lässt sich ein zweireihiger Knochenaufbau erkennen.
Die graphische Auswertung der µ-CT Darstellungen aller Versuchsgruppen ergab hinsichtlich
der Ausprägung der Osteotomiestelle keine Unterschiede. Jede Versuchsgruppe wies unter-
halb der Platte noch Einziehungen des Knochens auf. Die der Platte abgewandte Knochensei-
te war in allen Versuchsgruppen von solider Struktur.
Für eine bessere Vergleichbarkeit der Versuchsgruppen hinsichtlich der Beurteilung der Kno-
chenheilung im µ-CT wurde eine Tabelle mit den berechneten Medianen für Versuchsgruppe
1 und Versuchsgruppe 2 dargestellt.
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
109
Tabelle 5: Ergebnis der µ-CT Auswertung Versuchsgruppe 1, zuzüglich Kaninchen 85
BV/TV = Bone Volume/Total Volume, BS/BV = Bone Surface/Bone Volume, TrTh = Trabecular Thickness,
TrNu = Trabecular Number, TrSp = Trabecular Spacing, TrPF = Trabecular Pattern Factor, CwTh = Cortical
Wall Thickness, VG = Versuchsgruppe
Tabelle 6: Ergebnis der µ-CT Auswertung Versuchsgruppe 2
BV/TV = Bone Volume/Total Volume, BS/BV = Bone Surface/Bone Volume, TrTh = Trabecular Thickness,
TrNu = Trabecular Number, TrSp = Trabecular Spacing, TrPF = Trabecular Pattern Factor, CwTh = Cortical
Wall Thickness, VG = Versuchsgruppe
Es lässt sich in Versuchsgruppe 1 (nicht induziert) für alle Parameter einen Median von 0,50
berechnen. In der zweiten Versuchsgruppe 2 (induziert) liegt der Median bei 0,55. Dies be-
deutet, dass die Ausprägung der einzelnen Parameter in der induzierten Gruppe größer ist, als
in der nicht induzierten. Betrachtet man die Mediane der einzelnen Parameter, so zeigen sich
in der ersten Versuchsgruppe höhere Werte beim Verhältnis BS/BV, TrNu und der CwTh. In
der zweiten Versuchsgruppe hingegen ergeben sich höhere Werte beim Verhältnis BV/TV,
TrTh und dem TrPF.
Da Kaninchen 85 bei der µ-CT Auswertung in die erste Versuchsgruppe (nicht induziert) ein-
gegliedert wurde, lassen sich keine Unterschiede auf die unterschiedlich eingebrachten Bohr-
drähte zurückführen. Möglicherweise ergeben sich die oben dargestellten Unterschiede aus
Gruppe 1 1 1 1 1 1 Maßeinheit
BV/TV 0,44 0,49 0,37 0,57 0,57 0,51 dimensionslos
BS/BV 22,99 19,86 37,85 20,32 19,55 15,87 1/mm
TrTh 0,09 0,10 0,05 0,10 0,10 0,13 mm
TrNu 5,05 4,89 6,95 5,75 5,60 4,09 1/mm
TrSp 0,11 0,10 0,09 0,08 0,08 0,12 mm
TrPF -6,30 -4,96 -19,26 -13,29 -7,34 -8,16 1/mm
CwTh 1,37 1,59 1,73 1,52 1,63 1,43 mm
Gruppe 2 2 2 2 2 2 Maßeinheit
BV/TV 0,52 0,55 0,56 0,67 0,45 0,59 dimensionslos
BS/BV 17,60 19,11 20,80 10,52 29,79 14,30 1/mm
TrTh 0,11 0,10 0,10 0,19 0,07 0,14 mm
TrNu 4,55 5,26 5,78 3,55 6,73 4,22 1/mm
TrSp 0,11 0,09 0,08 0,09 0,08 0,10 mm
TrPF -6,98 -9,99 -7,17 -9,15 -13,13 -10,98 1/mm
CwTh 1,37 1,11 1,58 1,43 1,63 1,28 mm
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
110
dem Vorgang der Induktion. Diese können aufgrund der Gruppenbetrachtung nicht dem Ein-
zeltier zugeordnet werden. Der Vergleich der Osteosyntheseplatten nach der Induktion mit
den Ergebnissen der µ-CT Auswertung muss entfallen. Die statistische Berechnung liefert
jedoch keine signifikanten Ergebnisse.
3.7 Histologie
Die histologische Untersuchung der Tibiae wurde in zwei Gruppen aufgeteilt. Die eine Hälfte
der Tibiae wurde in Paraffin und die andere Hälfte in Technovit eingebettet. Die Technovit-
einbettung sollte als Rücklage fungieren, falls das Einbetten und Schneiden der Paraffin-
schnitte keine guten Ergebnisse liefern sollte. Da sich jedoch die in Technovit eingebetteten
Präparate nicht mit dem Hartschnittmikrotom schneiden ließen und auch ein Wechseln der
Klinge, als auch das Schneiden durch geübtes Laborpersonal keinen Erfolg brachte, wurden
die Präparate erneut eingebettet. Aber auch beim erneuten Versuch die Präparate zu schnei-
den, kam es zu einem Ausbrechen der Präparate aus dem Gefüge. Es konnte kein Verbund
zwischen Präparat und Textur hergestellt werden. Die Gründe für die unzureichende Kunst-
stoffdurchsetzung sind nicht bekannt.
Die in Paraffin eingebetteten Präparate lieferten gute Ergebnisse und dienen als Grundlage der
Beurteilung der histologischen Schnitte. Die Kaninchen 33 und 220 gehören zur ersten Ver-
suchsgruppe und fungieren als Vergleichstiere ohne durchgeführte Induktion. Die Kaninchen
30, 53 und 57 gehören zur zweiten Versuchsgruppe.
Tabelle 7: Übersicht über die histologisch festzustellenden Veränderungen
Versuchsgruppe 1 1 2 2 2 Kaninchennummer 33 220 30 53 57 Kallus 1 1 1 2 2 Zelluläre Infiltration 1 1 1 2 1 Faserreiches Bindegewebe 1 1 1 2 1 Havers Kanäle 3 3 3 3 3 Durchbauung Frakturspalt 3 3 2 2 2 0 = nicht vorhanden 1 = geringgradig 2 = mittelgradig 3 = hochgradig
Tabelle 7 zeigt eine Übersicht der Bewertung der histologischen Parameter. Das Auftreten
von Kallusgewebe ist bei Kaninchen 33, 220 und 30 als geringgradig zu bewerten. Bei den
Kaninchen der ersten Versuchsgruppe scheint es zu einer geringeren Kallusbildung gekom-
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
111
men zu sein. Hinsichtlich der zellulären Infiltration ist ein geringgradiges Vorkommen darzu-
stellen, wobei Kaninchen 53 in mittelgradig eingestuft wurde. Ähnlich ist die Beurteilung des
Auftretens von faserreichem Bindegewebe. Kaninchen 53 wurde in mittelgradig eingestuft.
Das Auftreten von Havers`schen Kanälen ist in beiden Versuchsgruppen gleichermaßen stark
ausgeprägt. Die erste Versuchsgruppe ohne Induktion weist eine stärkere Durchbauung des
Frakturspalts auf.
Im Folgenden werden einzelne Präparate aufgeführt.
.
Abbildung 59: Querschnitt der Tibia von Kaninchen 220, Versuchsgruppe 1, HE. Es lassen sich die Zubildungen
(1) um die Osteosyntheseplatte und das faserreiche Bindegewebe (2) unter der Platte erkennen. Weiterhin stellen
sich der zweireihige Knochenaufbau (3) und ein Bereich vermehrter zellulärer Infiltration (4) dar. Kn = Kno-
chenmark
Abbildung 59 ähnelt im Aufbau der Querschnittsaufnahme von Kaninchen 57. Kaninchen 220
steht exemplarisch für die erste Versuchsgruppe der nicht induzierten Kaninchen. Im Kno-
chenmarksbereich ist ein Bereich erhöhter Zelldichte zu erkennen. Auch diese Aufnahme
zeigt einen zweireihigen Knochenaufbau mit sekundärer Markhöhle. Der Auflagebereich der
Osteosyntheseplatte wird durch das Auftreten von faserreichem Bindegewebe dargestellt.
1
2
3
3
4
Kn
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
112
Abbildung 60: Längsschnitt Tibia, Kaninchen 30, Versuchsgruppe 2, HE. (1) Unter der Osteosyntheseplatte hat
sich faserreiches Bindegewebe gebildet. (2) An der Osteotomiestelle zeigt sich neugebildetes Knochengewebe,
welches in den Knochenmarksraum hineinreicht. (3) Im Knochenmark treten zahlreiche Blutgefäße auf. (4) im
kaudalen Tibiabereich erscheint die Osteotomiestelle bereits gut durchbaut. (5) Ausbildung einer sekundären
Knochenmarkshöhle (Kn = Knochenmark)
Abbildung 60 zeigt die Übersichtsaufnahme von Kaninchen 30. Es handelt sich hierbei um
einen Längsschnitt der Tibia im Bereich der Osteotomiestelle. Deutlich lässt sich der durch-
bauende Osteotomiespalt erkennen. Distal der Osteosyntheseplatte hat sich faserreiches Bin-
degewebe gebildet, welches durch den Osteotomiebereich des Knochens in Richtung Kno-
chenmark zieht. Die gegenüberliegende Knochenseite weist bereits eine annähernd homogene
Struktur auf, weiterhin lässt sich eine weitere Knochenschicht mit dazwischenliegenden Kno-
chenmarksraum darstellen. Diese verdeutlicht eine Größenzunahme des Knochens. Weiterhin
lassen sich gefäßführende Knochenkanäle darstellen.
1
2
3
5
4
3
Kn
Ergebnisse
___________________________________________________________________________
113
Abbildung 61: Ausschnitt aus der Übersichtsaufnahme von Kaninchen 30 (Abbildung 58, HE). Es zeigt sich die
Durchbauung der gegenüberliegenden Kompacta. Das neugebildete Knochengewebe (1) weist eine Querstruktur
auf. (2). Weiterhin lassen sich gefäßführende Knochenkanäle erkennen (3).
Abbildung 61 zeigt einen Knochenausschnitt aus der Übersichtsaufnahme von Kaninchen 30.
Der ehemalige Osteotomiebereich ist noch ersichtlich, obwohl eine Verknüpfung der beiden
Knochenenden stattgefunden hat. Auffällig ist die querverlaufende Ausrichtung der Knochen-
zellen.
1
2
2
3
3
Ergebnisse
__________________________________________________________________________
114
Abbildung 62: Querschnitt der Tibia von Kaninchen 57, Versuchsgruppe 2, HE. Es lassen sich deutlich die Zu-
bildungen (à) um die Osteosyntheseplatte darstellen. (1) Faserreiches Bindegewebe, (2) Knorpel-
Knochengewebe, (3) zweireihiger Knochenaufbau, (4) Querausrichtung der Knochenzellen, Kn = Knochenmark
Auf dem oben dargestellten Knochenquerschnitt von Kaninchen 57 (Abbildung 62) lassen
sich die ehemalige Lage der Osteosyntheseplatte und der zweireihige Knochenaufbau gut er-
kennen. Im rechten Bildbereich sind Anteile der Fibula darzustellen. Gegenüberliegend ist der
Bereich der Platte situiert. Man erkennt die Ausziehungen um die Platte mit einem Bereich
von faserreichen Bindegewebe. Der Osteotomiespalt unter der Platte ist als Bereich noch ra-
diär ausgerichteter Knochenstruktur zu erkennen.
Hinsichtlich der histologischen Veränderungen lassen sich keine Unterschiede zwischen den
beiden Versuchsgruppen darstellen. Beide Versuchsgruppen weisen eine ähnlich gute Kno-
chenheilung auf. Die Zufuhr elektromagnetischer Induktionswärme hat sich nicht nachteilig
auf die Knochenheilung ausgewirkt. Es kann jedoch nicht gezeigt werden, dass sich die In-
duktion positiv auf die Knochenheilung ausgewirkt hat. Aufgrund der Gruppengröße und
Veränderungen innerhalb einer Gruppe lassen sich bei den histologischen Auswertungen kei-
ne statistische Erhebungen machen. Jedoch verdeutlichen die oben aufgeführten Darstellun-
gen, dass es hinsichtlich der Gruppenzuordnung zu keiner eindeutigen Merkmalsausprägung
eines untersuchten Parameters kam.
àà1
2
Kn
3
4
3
àà1
Diskussion
___________________________________________________________________________
115
4. Diskussion
4.1 Einleitung
In der vorliegenden Studie wird eine neue steifigkeitsvariable Osteosyntheseplatte auf Basis
einer Formgedächtnislegierung zur Stabilisierung einer Tibiaosteotomie am Kaninchenmodell
angewendet. Durch induktive Erwärmung wird über das Auslösen des EWE die Steifigkeit
der Osteosyntheseplatte während des Heilungsverlaufes aktiv und nicht invasiv beeinflusst.
Der induktive Vorgang geht mit einer Konformationsänderung der Osteosyntheseplatte ein-
her, die sich röntgenologisch als verändertes Oberflächenrelief der Osteosyntheseplatte und
mit Hilfe der Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung in einer Zunahme der Steifigkeit darstellen
lässt. Weiterhin zeigen die in vivo Biegesteifigkeitsmessungen eine große intra- und interin-
dividuelle Varianz der Messergebnisse. Die µ-CT Auswertung lässt vermuten, dass die indu-
zierte Gruppe ein größeres Knochengesamtvolumen als die Kontrollgruppe aufweist, wobei es
sich jedoch um einen Trend handelt, der sich statistisch aufgrund der geringen Tieranzahl
nicht bestätigen lässt. Makroskopisch und röntgenologisch konnte die Knochenheilung in
beiden Versuchsgruppen bestätigt werden.
Nach meinem Kenntnisstand ist es die erste Studie, in der Daten über die erfolgreiche Kno-
chenheilung eines langen Röhrenknochens gewonnen werden, der zuvor mit einer steifig-
keitsvariablen Osteosyntheseplatte versorgt wurde.
In der Vergangenheit wurden zahlreiche Versuche unternommen, die Knochenheilung mittels
biomechanischer Parameter zu beeinflussen und zu verbessern. So zeigten GEORGIADIS et
al. (1990) in ihrer Studie am Hundemodell, dass sich die Dynamisierung einer mit einem
Knochennagel stabilisierten Tibiafraktur positiv auf die Knochenheilung auswirkt. CLAES et
al. (2008) bestätigten in ihrer Studie eine beschleunigte Knochenheilung einer diaphysären
Osteotomie durch eine frühzeitige Distraktion und Kompression. Beide Studien beschreiben
für die Dynamisierung ein invasives Vorgehen. Die einzige Möglichkeit nicht invasiv in die
Knochenheilung einzugreifen, liegt in der Verwendung resorbierbarer Materialien, zum Bei-
spiel Polylactid. Eine Versorgung von langen Röhrbeinfrakturen ist damit jedoch bisher nicht
möglich. Momentan werden sie hauptsächlich zur Frakturversorgung von Hals- und Lenden-
wirbeln (DiANGELO et al., 2002) verwendet.
Diskussion
__________________________________________________________________________
116
4.2 Methodik
Neben dem Design und dem verwendeten Material des Implantats bestimmt die Knochen-
Implantat-Interferenz die auftretende Steifigkeit (NEIL, 2008). Weiterhin verändert sich die
Steifigkeit des Knochens während des Heilungsverlaufes. So weisen mitunter anfänglich ein-
gebrachte Implantate eine zu hohe Steifigkeit während der Heilungsphase auf. Eine Steifig-
keitsveränderung des Implantats ist jedoch nur durch einen erneuten operativen Eingriff mit
den entsprechenden Risiken möglich, dabei kann durch Schraubeneinbringung, Schraubenent-
fernung oder einer zusätzlichen Osteosynthese eine Veränderung der Steifigkeit erreicht wer-
den (GAUTIER u. SOMMER, 2003; TIGANI et al., 2005; MÜLLER et al., 2010). Steifig-
keitsvariable Implantate könnten für dieses Problem eine Lösung sein. Sie ermöglichen durch
ihre Zusammensetzung und Konfiguration ein dynamisches Eingreifen in den mechano-
biologischen Regelkreis (DAI u. CHU, 1996; WINKEL et al., 1999).
Das Bestreben der vorliegenden Arbeit war es eine Möglichkeit zu schaffen, die Steifigkeit
des Implantats während des Heilungsverlaufes aktiv, jedoch ohne erneute Operation zu ver-
ändern. In dieser Studie soll eine Erhöhung der Steifigkeit des Implantats erfolgen. Für den
späteren medizinischen Einsatz wäre auch eine Verringerung der Steifigkeit anzudenken, da
während der Heilungsphase die Steifigkeit des Knochens zunimmt und das Implantat geringer
werdende Stützfunktionen aufrechterhalten muss. Hierfür wurde eine Osteosyntheseplatte mit
steifigkeitsvariablem Mittelbereich konstruiert (KRAEMER et al., 2013). Die Osteosynthese-
platte setzt sich aus einer Nitinol-Formgedächtnislegierung zusammen. Mittels perkutan zuge-
führter Induktionswärme soll eine Konformationsänderung der Osteosyntheseplatte erreicht
werden. Der dem Implantat zugrundeliegende Werkstoff wurde im Laserzentrum Hannover
hergestellt und in Vorversuchen sowohl anhand in vitro Untersuchungen, als auch anhand in
vivo Untersuchungen am Rattenmodell getestet (MÜLLER et al., 2010 u. 2014). Zur Ermitt-
lung der Nebenwirkungen der elektromagnetischen Induktionswärme und des verwendeten
Materials wurden die Nitinol-Probenkörper kurzzeitig auf verschiedene Temperaturen er-
wärmt. Vier Stunden nach der durchgeführten Induktion wurden Blutproben entnommen und
auf Veränderungen der Zytokinantwort untersucht. Nach drei Wochen wurden die Tiere eu-
thanasiert und die Femora und Lebern für die Histologie entnommen. Histologisch ließen sich
geringe inflammatorische Reaktionen an den Femora erkennen. Die Histologie der Lebern
war unauffällig. Die serologische Auswertung der Blutproben ergab keine signifikanten Ver-
Diskussion
___________________________________________________________________________
117
änderungen im Sinne einer systemischen inflammatorischen Reaktion. Die Zusammensetzung
des Werkstoffes und seine Biokompatibilität, wie auch die Auswirkungen der Induktion auf
das umliegende Gewebe konnten in diesen Vorversuchen getestet und bestätigt werden
(MÜLLER et al., 2014).
Diese Studie ist als Pilotstudie anzusehen, da eine Steifigkeitsänderung des Implantats mittels
elektromagnetischer Induktionserwärmung, einhergehend mit einer makroskopisch darzustel-
lenden Oberflächenveränderung des Implantats in dieser Form in der bereits vorhandenen
Literatur nicht beschrieben ist. Aus diesem Grund ist eine statistisch abgesicherte Fallzahl-
schätzung nicht möglich.
Für die Verwendung und Implantation von NiTi-Formgedächtnisimplantaten wurden zahlrei-
che Techniken und Anwendungsbereiche beschrieben (JANI et al., 2014). KUJALA et al.
(2002) verwendeten für die Reposition von langen Röhrenknochen NiTi Marknägel, welche
in flexibler Form implantiert wurden und anschließend in der Knochenmarkhöhle durch die
vorhandene Körpertemperatur ihre rigide Form annahmen und dadurch Stabilität gewährleis-
teten. WEVER et al. (1997) u. (2002) testeten die Biokompatibilität und Funktionalität von
NiTi steifigkeitsvariablen Implantaten zur Skoliosekorrektur am Schweinemodell. Hierfür
wurde eine NiTi Platte in gekühlter Form an der Wirbelsäule fixiert und anschließend unter
Verwendung eines Niedrig-Spannung-Hochfrequenz Gerätes auf 50°C erwärmt und der
Formgedächtniseffekt eingestellt. Sie konnten durch ihre Studien die Funktionalität ihres
Konstrukts bestätigen und die Biokompatibilität nachweisen.
SU et al. (2010) behandelten Humerusschaft Non-Unions mit Hilfe eines formgedächtnisfähi-
gen Implantats. Hierfür wurde das Implantat vor der Implantation in steriles Eiswasser gehal-
ten und nach der Implantation auf 40-50°C erwärmt. Dadurch konnte der erwünschte Form-
gedächtniseffekt erreicht werden. Jedoch beschreiben die oben aufgeführten Versuche stets
Vorgänge, die an die Implantation gebunden sind. Die angestrebte Steifigkeitsänderung des
Implantats in dieser Studie kann unabhängig zur Implantation und zu einem favorisierten
Zeitpunkt stattfinden. Weiterhin bestünde die Möglichkeit je nach Konfiguration des Werk-
stückes und dessen Zusammensetzung eine Steifigkeitszunahme, als auch eine Steifigkeitsab-
nahme zu erreichen.
Diskussion
__________________________________________________________________________
118
Da der formgedächtnisfähige Charakter eines Implantats auf seiner Zusammensetzung beruht,
soll nunmehr auf die Verwendung von Nickel als Implantatbestandteil eingegangen werden.
Laut den Empfehlungen der Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefragen (AO) weisen her-
kömmliche Osteosyntheseplatten einen Nickelanteil von 10-14% auf. Etwa 10% der Bevölke-
rung reagiert auf die Nickelkomponente allergisch (PERREN, 2002; SHABALOWSKAYA,
2002). Verantwortlich hierfür sind die Ni2+ Ionen, diese aktivieren Langerhans Zellen in der
Haut, die wiederum über Antigenpräsentation an T-Lymphozyten die Immunreaktion in Gang
setzen (RYHÄNEN et al., 1997 u 1999). Dennoch beweisen verschiedene Studien die gute
Biokompatibilität von Nitinol. RYHÄNEN et al. (1997) untersuchten die primäre Zelltoxizität
und Korrosionsrate von Nitinol in vitro. Es zeigte sich anfänglich eine erhöhte Nickeldissolu-
tion, die jedoch keine toxischen Effekte hinsichtlich einer Zellproliferation, oder einer Stagna-
tion des Zellwachstums bei einem Kontakt mit der Materialoberfläche aus einer 50% Nickel-
zusammensetzung nach sich zog. WEVER et al. (1997) verwendeten gleich mehrere Tests um
die biologische Sicherheit von Nitinol zu bestätigen. So zeigte der Cytotoxizitätstest keine
Anzeichen auf Zelllyse, intrazelluläre Granulation oder morphologische Veränderungen der
Zellstruktur. In einem Sensibilisierungstest an Meerschweinchen über einen Zeitraum von
48h konnten sie weder Erytheme oder Ödemansammlungen darstellen. Im Genotoxizitätstest
zeigte der Salmonellen Reverse Mutationstest keine erhöhten Mutationsrate. Weiterhin unter-
suchten RYHÄNEN et al. (1998) am Rattenmodell die Unterschiede von Stahlimplantaten, zu
Titanimplantaten und Implantaten aus Nitinol. Hierfür wurden die Implantate in Nervennähe
nahe der Wirbelsäule in den Muskel implantiert. Histologische Analysen zeigten keine Nek-
rosen, Granulome oder Anzeichen einer Kalzifizierung von dystrophischen Weichteilgewebe
um das eingebrachte Implantat. Ähnlich zu den Vorversuchen dieser Studie ließ sich höchs-
tens eine leichte entzündliche Reaktion um das Implantat erkennen (MÜLLER et al. 2010).
Aufgrund dieser Erkenntnisse betreffend der mechanischen Stärke und der sowohl in vitro als
auch in vivo belegten Biokompatibilität, wurde sich für eine Nitinol Zusammensetzung für
das in dieser Studie verwendete Osteosyntheseimplantat entschieden (HOH et al., 2009; O-
LENDER et al., 2011; BIESIEKIERSKI et al., 2012; KRAEMER et al., 2013).
In dieser Studie wurde als Tiermodell das Kaninchenmodell verwendet. Für Fragestellungen
bezüglich der Knochenheilung ist es eines der am häufigsten verwendeten Tiermodelle (AN
u. FRIEDMANN, 1998). Hinsichtlich der Testung von Materialien (BOESTMANN et al.,
Diskussion
___________________________________________________________________________
119
1992), der Implantation von Schrauben und Platten, der Funktionalität von in- und externen
Fixationssystemen (TERJESEN u. JOHNSON, 1986; AALTO et al., 1987; ALBANESE et
al., 1996) hat sich das Kaninchenmodell im Bereich orthopädischer Fragstellungen für wis-
senschaftliche Studien etabliert (GUSHUE et al., 2005). Auch wenn Schafe als Versuchstiere
dem Menschen hinsichtlich knöcherner Regenerationsprozesse am ähnlichsten gelten, weisen
sie eine deutlich niedrigere Knochenbildungsrate als das Kaninchen auf (WISSINGER u.
STÜRMER, 1986). Weiterhin unterscheiden sich die bei den Schafen gemessenen Werte be-
züglich auftretender Kräfte und Lastaufnahmen an einer Tibiaosteotomie deutlich zu ver-
gleichbaren Messungen an der humanen Tibia (WEHNER et al., 2009). Dies ist mitunter auf
den quadripoden Gang der Schafe zurückzuführen (HELLER et al., 2005). Das Kaninchen
weist jedoch eine deutlich höhere Lastaufnahme auf beide Hinterbeine auf und ist somit dem
Bewegungsablauf des Menschen noch ähnlicher (GRASA et al., 2010). Weiterhin existiert
eine gute Datengrundlage hinsichtlich der auftretenden Kräfte und Biegemomente an der Ka-
ninchentibia. Mit Hilfe telemetrischer Messungen an einem ¾ Ringfixateur konnten REI-
FENRATH et al. (2012) die Ähnlichkeit auftretender Kräfte bei einer Tibiaostektomie am
Kaninchen und den Vorgängen an einer humanen Tibia bestätigen. So konnten bei der Last-
aufnahme axial wirkende Kräfte von 201 % des Körpergewichtes und eine Biegesteifigkeit
von 409 % des Körpergewichtes gemessen werden. Bei Schafen liegen die gemessenen Werte
der axial auftretenden Kräfte bei 89 % und die Biegesteifigkeit bei 110 % des Körpergewich-
tes. Vergleichswerte an der Humantibia liegen bei 420 % des Körpergewichtes für die gemes-
senen Axialkräfte bei Belastung. Die Stoffwechselaktivität und die Heilungsrate sind bei Ka-
ninchen jedoch deutlich höher als beim Menschen (WISSINGER u. STÜRMER, 1986). Den-
noch bietet die Tibia als Modellknochen ideale Voraussetzungen für die durchgeführten Ver-
suche. An der medialen Seite liegt der Knochen frei von Muskulatur und umgebendem
Weichteilmantel vor. Dadurch kann das während der Operation entstehende Trauma gering
gehalten werden (PEARCE et al., 2007).
Die 14 Kaninchen der Rasse New Zealand White erhielten an der rechten Hintergliedmaße
eine Tibiaosteotomie, die mittels einer steifigkeitsvariablen Osteosyntheseplatte auf Basis
einer NiTi-Formgedächtnislegierung versorgt wurde.
Diskussion
__________________________________________________________________________
120
Eine unfallbedingte Schädigung des Knochens ist allerdings nicht mit einer experimentell
herbeigeführten Osteotomie zu vergleichen. Auch wenn bei einer Spontanfraktur und einer
Osteotomie vergleichbare Prozesse der Knochenheilung beobachtet werden (DUMONT et al.,
2009), bestehen gewisse Unterschiede hinsichtlich der Auswirkungen auf das Weichteilgewe-
be, der Zytokinantwort und der Reaktion des Knochens. Dennoch bietet eine kontrollierte
Osteotomie für die meisten Studien den Vorteil, dass sie besser zu kontrollieren und zu stan-
dardisieren ist und somit die Ergebnisse besser zu validieren sind (TRIFFIT u. GREGG,
1994).
Die Osteosyntheseplatte orientiert sich hinsichtlich ihrer Maße an einer 2,0 mm AO-
Kleintierosteosyntheseplatte (MEYER-LINDENBERG et al., 1996). Sie unterscheidet sich
von dieser im Maß der Höhe (4 mm). Die anderen Werte hinsichtlich Länge und Breite sind
identisch. Die Höhe des verwendeten Implantats führt möglicherweise zu einer erhöhten
Spannung im Bereich der Wundnaht und damit einhergehenden Wundheilungsstörungen. Die
Verwendung der Tibia zur Implantation der Osteosyntheseplatte und der zusätzlich einge-
brachten Bohrdrähte war für das Wohlbefinden und die beinahe uneingeschränkte Bewe-
gungsfreiheit der Kaninchen unabdingbar. Eine Implantation der Osteosyntheseplatte im Be-
reich des Femurs wäre aufgrund des Verhältnisses der Plattengröße zur Femurgröße auch an-
zudenken gewesen. Da jedoch für die Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessungen noch zusätzlich
vier Bohrdrähte ähnlich eines Fixateurs externe eingebracht werden mussten, jedoch nicht
möglich. Die Implantation im Bereich des Femurs hätte die Bewegungsfreiheit der Kaninchen
sehr stark eingeschränkt und das Wohlbefinden der Kaninchen gemindert. Zusätzlich wäre
durch die Operation ein deutlich größeres Weichteiltrauma entstanden.
Für die Versuchsdurchführung wurden die Kaninchen in zwei Versuchsgruppen eingeordnet.
Aufgrund des Platzangebots und den bevorstehenden Umbaumaßnahmen in der Kaninchen-
halle des ZTL`s konnten nicht alle Kaninchen gleichzeitig aufgestallt werden. So wurden die
Kaninchen in zwei Phasen bestellt. Kaninchen 101 sollte vorab operiert werden, um einen
reibungslosen Ablauf der Operation, Nachsorge und das Anbringen der Biegesteifigkeitsge-
rätschaften zu testen. Leider verunfallte es nach geglückter Operation in der Aufwachbox, da
es mit der operierten Gliedmaße zwischen den Gitterstäben hängen blieb und eine Periimplan-
Diskussion
___________________________________________________________________________
121
tatfraktur mit Dislokation erlitt. Nach Absprache mit den Tierschutzbeauftragten des ZTL`s
der MHH wurde das Kaninchen 101 euthanasiert.
Für die durchzuführenden Biegesteifigkeitsmessungen wurden zusätzlich zur Osteosynthese-
platte vier Kirschner Bohrdrähte zum Anbringen der Messapparatur des Biegesteifigkeits-
messgerätes eingebracht. Die erste Versuchsgruppe erhielt unilateral eingebrachte Bohrdrähte,
da dies für die anstehenden Biegesteifigkeitsmessungen als ausreichend erschien und den Ka-
ninchen eine beinahe uneingeschränkte Bewegungsfreiheit ermöglichte. Da jedoch die Drähte
bei einigen Kaninchen nicht in einer Ebene, oder mit zu geringem Abstand eingebracht wur-
den, ließ sich bei einem Teil der Kaninchen die Messapparatur für die Biegesteifigkeitsmes-
sung nicht anbringen. In den Studien von BESDO et al. (2005) und RICHTER (2007) wurde
zum Einbringen der Bohrdrähte ein Bohrschablone verwendet und auf diese Weise ein Über-
einstimmen der Bohrdrähte mit der Messapparatur gewährleistet. Bei den Kaninchen bei de-
nen keine Biegesteifigkeitsmessung durchgeführt werden konnte, wurde der Knochenhei-
lungsverlauf mittels der angefertigten Röntgenaufnahmen überprüft. Bei zwei Kaninchen der
ersten Versuchsgruppe (150, 220) konnte die Messapparatur des Biegesteifigkeitsgerätes mit
einigem Aufwand montiert werden, da jedoch das Eigengewicht der Messapparatur zu hoch
war, kippte das gesamte Konstrukt bei höheren Gewichten nach lateral. Dies führte dazu, dass
die Plattform für die Gewichte auf dem Rahmen des Kaninchentisches aufsetzte. Eine Mes-
sung wurde dadurch unmöglich. Die unilateral eingebrachten Bohrdrähte erwiesen sich somit
für die Biegesteifigkeitsmessung als ungeeignet.
Die Kontrolle des Heilungsverlaufes bei den Kaninchen der ersten Versuchsgruppe geschah
über zweiwöchig stattfindende Röntgenuntersuchungen. Die Zeitspanne wurde auf zwei Wo-
chen beschränkt. So blieb dem Knochen Zeit zur Heilung bei gewährleisteter Kontrolle der
Knochenheilung und der eingebrachten Implantate. Im jugendlichen Alter sollten Röntgen-
aufnahmen stets im zwei- bis dreiwöchigem Abstand angefertigt werden (LANGLEY-
HOBBS, 2003).
Aufgrund der Erkenntnisse aus der ersten Versuchsgruppe erhielten alle weiter zu operieren-
den Kaninchen der zweiten Versuchsgruppe bilateral eingebrachte Bohrdrähte ähnlich eines
Fixateurs externe. Dadurch sollte eine gleichmäßige Gewichtsverteilung bei der Biegesteifig-
Diskussion
__________________________________________________________________________
122
keitsmessung gewährleistet werden können. Das Einbringen der Implantate erfolgte mit einer
Abstandsschablone.
Bei den Kaninchen mit bilateral eingebrachten Bohrdrähten wurde ab der dritten Woche im
wöchentlichen Abstand die Biegesteifigkeitsmessung durchgeführt. Als Narkoseform für die
Biegesteifigkeitsmessung wurde eine Kombinationsinjektionsnarkose gewählt. Zusätzlich zur
Kombinationsinjektionsnarkose erhielten die Kaninchen nach dem Ruhigerwerden Robinul
0,1 mg/Tier subkutan (ERHARDT et al., 2004). Zeitlich war die Kombinationsinjektionsnar-
kose gut an die Dauer der Biegesteifigkeitsmessung und die anschließend stattfindende Rönt-
genuntersuchung angepasst Die Narkoseform unterscheidet sich von den gewählten Narkose-
formen anderer Studien, die mittels der Biegesteifigkeit die Knochenheilung beurteilt haben
(BESDO et al., 2005; RICHTER, 2007). In den Studien von BESDO et al. (2005) und RICH-
TER (2007) wurden die Biegesteifigkeitsmessungen unter Inhalationsnarkose durchgeführt.
Anschließend an die einwöchig erfolgenden Biegesteifigkeitsmessungen wurde in dreiwöchi-
gem Abstand die operierte Gliedmaße geröntgt (LANGLEY-HOBBS, 2003). Dies hat sich
nach dem Durchlauf der ersten Versuchsgruppe als ausreichend erwiesen, da die ersten Ver-
änderungen röntgenologisch nach etwa drei Wochen ersichtlich waren, dies entspricht auch
den Erkenntnissen aus anderen Studien (REIFENRATH et al., 2012). In der Studie von REI-
FENRATH et al. (2012) konnten die ersten röntgenologischen Veränderungen nach 20 Tagen
festgestellt werden.
Bei den Kaninchen der zweiten Versuchsgruppe sollte ab der dritten Woche mit Hilfe des
Induktors des Laser Zentrums Hannover nach der zunächst durchgeführten Biegesteifigkeits-
messung die Induktion durchgeführt werden. Hierbei kam es bei den ersten Kaninchen (28,
30, 66) während der elektromagnetischen Induktionserwärmung zu deutlichen Lautäußerun-
gen mit Abwehrbewegungen der Gliedmaße. Eine mögliche Erklärung für diese deutliche
Lautäußerung der Kaninchen liegt eventuell darin, dass es einerseits durch die Zufuhr elekt-
romagnetischer Induktionswärme zu einer vermehrten Wärmebildung im Implantat und des
umliegenden Gewebes gekommen ist, anderseits könnte es durch die Steifigkeitsänderung des
Implantats zu einem Unterdruckverhältnis im Knochen gekommen sein. Dies wäre vergleich-
bar mit dem entstehenden Unterdruck bei einer Knochenmarkspunktion, die aufgrund ihrer
Schmerzhaftigkeit in Narkose durchgeführt werden sollte (MARKUS u. HECKRATH, 2000).
Diskussion
___________________________________________________________________________
123
Als Folge auf den induktiven Vorgang kam es zu einem Erwachen dieser Kaninchen, so dass
eine erneute Biegesteifigkeitsmessung post inductionem nicht durchgeführt werden konnte.
Die folgenden Kaninchen (53, 57, 64, 90) wurden nach der Biegesteifigkeitsmessung intubiert
und erhielten als zusätzliche Schmerzmedikation Fentanyl-Janssen ® 0,5 mg in einer Dosie-
rung von 0,005 mg/kg intravenös (ERHARDT et al., 2004; FEHR et al., 2008) verabreicht.
Bei diesen Kaninchen konnte unter Inhalationsnarkose eine erneute Biegesteifigkeitsmessung
nach der Induktion durchgeführt werden.
Die erste Versuchsgruppe wurde bereits nach etwa 52 Tagen Versuchsdauer euthanasiert.
Aufgrund von Umbaumaßnahmen in der Kaninchenhalle war dies nicht anders möglich. Die
Kaninchen der zweiten Versuchsgruppe wurden nach etwa 59 Tagen Versuchsdauer euthana-
siert. Für die vorliegende Fragestellung wurde auch der kürzere Zeitraum als ausreichend er-
achtet, da die Frakturheilung bei Kaninchen nach diesem Zeitraum weitestgehend abgeschlos-
sen ist (FOSSUM et al., 2002).
Anschließend an die Euthanasie wurden die Tibiae explantiert und in 4 %-igem Formalin fi-
xiert. Bei der Explantation der Tibiae wurde auf makroskopische Veränderungen des umlie-
genden Gewebes geachtet. Zum Vergleich der Größe und der Struktur des Knochens wurde
bei einigen Kaninchen auch die linke Tibia freipräpariert. Ähnlich der in den Vorversuchen
von MÜLLER et al. (2011) bestätigten Unauffälligkeiten hinsichtlich des induktiven Vor-
gangs und der Biokompatibilität des verwendeten Implantatmaterials, ließen sich makrosko-
pisch keine Veränderungen auf den induktiven Vorgang und die Materialzusammensetzung
zurückführen.
Die wöchentlich stattfindenden Biegesteifigkeitsmessungen wurden mit der von THOREY et
al. (2008) beschriebenen Apparatur durchgeführt. Dabei handelt es sich um eine Vierpunkt-
Biegesteifigkeitsmessung (THOREY et al., 2008). Die Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung
hat sich in vorhergehenden Studien als effiziente und sensitive Methode bestätigt, Steifig-
keitsveränderungen am heilenden Knochen zu beschreiben und zu bewerten (BESDO et al.,
2005; RICHTER, 2007). Diese Methode ermöglicht es Steifigkeitszunahmen des heilenden
Knochens quantitativ, nicht invasiv zu erfassen und zu vergleichen. Sie liefert bei einer gerin-
gen Anzahl von Versuchstieren zuverlässig verwertbare Ergebnisse (RICHTER, 2007).
Diskussion
__________________________________________________________________________
124
Wie bereits vorhergehend beschrieben, konnte nur bei zwei Kaninchen der ersten Versuchs-
gruppe die Biegesteifigkeitsmessung durchgeführt werden. Ein Anbringen der Messapparatur
an die unilateral eingebrachten Bohrdrähte gestaltete sich schwierig. Aufgrund des relativ
hohen Eigengewichts der Messapparatur konnte ein Kippen der Gliedmaße nicht verhindert
werden. Da der Messcomputer sehr sensibel auf etwaige Bewegungen reagierte, konnten nur
wenige verwertbare Daten gewonnen werden. Auch bei den Kaninchen der zweiten Ver-
suchsgruppe mit bilateral eingebrachten Bohrdrähten gestaltete sich die Lagerung auf dem
Kaninchentisch schwierig. Durch die kraniomediale Lage der Osteosyntheseplatte und der
parallel dazu eingebrachten Bohrdrähte war nur eine Brust-Seitenlage möglich. Dies hatte zur
Folge, dass bei der Lagerung der Kaninchen auf dem Tisch und nach dem Anbringen der
Messapparaturen, das Kaninchenbein nach lateral zeigte und nicht wie bei den Messungen
von BESDO et al. (2005) und RICHTER (2007) nach ventral. Bei einer abweichenden Lage-
rung konnte eine stabile Lagerung der Kaninchen nicht sicher gewährleistet werden. Mögliche
Bewegungen der Kaninchen dürften sich in den Messergebnissen widerspiegeln.
Hauptsächlich die Werte des Weges divergierten stark zu den Werten vergleichbarer anderer
Studien (BESDO et al., 2005; RICHTER, 2007). Die Daten befanden sich in Wertebereichen,
die als nicht oder nur eingeschränkt interpretierbar angesehen wurden. Dies ist möglicher-
weise auf die Ausrichtung des Wirbelstrommessgerätes zurückzuführen. So werden im ei-
gentlichen Versuchsaufbau die beiden Messsonden des Wirbelstrommessgerätes parallel zu-
einander und in einer Ebene (BESDO et al., 2005; RICHTER, 2007) angebracht. Da es jedoch
durch das operative Vorgehen zu einer Achsenverschiebung der Bohrdrähte gekommen war,
konnte die Messapparatur des Wirbelstrommessgerätes mitunter nur in einer leichten Winke-
lung angebracht werden. Diese Winkelung könnte eventuell die veränderten Messwerte zur
Folge gehabt haben. Bei einer zu großen Winkelung konnten keine Messergebnisse gewonnen
werden. Bei einer geringen Winkelung der beiden Messsonden konnte nach einer erneuten
Austarierung des Nullwerts die Biegesteifigkeitsmessung normal durchgeführt werden.
Die Ergebnisse der Biegesteifigkeit der ersten Versuchsgruppe (Kaninchen 150 und 220) di-
vergieren zu den Ergebnissen der anderen Versuchsgruppen. Sie weisen insgesamt eine gerin-
gere Gesamtsteifigkeit auf. Beide Kaninchen erhielten während der Operation unilateral ein-
gebrachte Bohrdrähte. Aufgrund dieser operativen Situation ist insgesamt von einer geringe-
Diskussion
___________________________________________________________________________
125
ren Gesamtsteifigkeit auszugehen. Bilateral eingebrachte Bohrdrähte ermöglichen eine höhere
Grundstabilität, da die Restbeweglichkeit des Knochens in eine weitere Richtung einge-
schränkt ist. Durch die Anordnung der eingebrachten Bohrdrähte und die Lage der Osteosyn-
theseplatte ist die Richtung in die während der Biegesteifigkeitsmessung gemessen wird, vor-
gegeben. Bei einem Ringfixateur bleibt der Winkel zur gemessenen Achse stets gleich. Genau
genommen konnte durch die einseitige Anordnung der Bohrdrähte in der ersten Versuchs-
gruppe keine Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung durchgeführt werden, da der Bügel der
Gewichteplattform einseitig auf nur zwei Bohrdrähte gelegt werden konnte. Dies führte zu
einer veränderten Lasteinbringung.
Die durchgeführten Biegesteifigkeitsmessungen in den Studien von BESDO et al. (2005) und
RICHTER (2007) dienten einerseits der Validierung des Biegesteifigkeitsmessgerätes, ander-
seits der Bestimmung des Heilungsverlaufes unter Verwendung verschiedener biodegradabler
Implantate. In diesen Studien erhielten die Kaninchen eine Spaltostektomie, in die ein resor-
bierbares Implantat eingebracht wurde. Zusätzlich wurde der vollständige Fixateur externe
orthograd eingebracht, er gewährleistete eine stabile Lagerung des Hinterlaufes auf den dafür
vorgesehenen Plattformen. Anders als in der eigenen Studie, musste beim Einbringen der
Bohrdrähte keine Rücksicht auf den Verlauf einer Osteosyntheseplatte genommen werden.
Anders als in den Studien von BESDO et al. (2005) und RICHTER (2007) fanden die Biege-
steifigkeitsmessungen in dieser Studie unter Injektionsnarkose statt. Es wurde sich für diese
Narkoseform entschieden, da nur Einfachmessungen erfolgen sollten. Hinsichtlich der Narko-
sezeit erschien eine Injektionsnarkose für ausreichend und dem Aufwand entsprechend ange-
messen. Da jedoch das Anbringen des starren und relativ schweren Messkonstrukts von den
Kaninchen als unangenehm empfunden wurde, reagierten diese teilweise mit einem Wegzie-
hen der Gliedmaße. Als Folge dieser Reaktionen wurde die Dosis der Injektionsnarkose er-
höht. Danach traten keine weiteren Reaktionen der Kaninchen auf das Anbringen der Mess-
apparatur mehr auf. Im weiteren Studienverlauf ist es zu vergleich- und interpretierbaren Er-
gebnissen gekommen. Möglicherweise haben das Anpassen der Narkosedosis und das
dadurch bedingte �Nochruhigerstellen� der Kaninchen zu einer Annäherung der Werte mit
vergleichbaren Studien geführt. Auch kann eine nicht zu jedem Zeitpunkt der Messung vor-
Diskussion
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126
handene vollständige Relaxation der Kaninchen vorgelegen haben, so dass diese Auswirkung
auf die gewonnenen Messergebnisse gehabt haben könnte.
BESDO et al. (2005) beschreiben in ihrer Arbeit, dass Messwiederholungen anzuraten wären.
Es sollte jedoch zwischen den einzelnen Messreihen eine mindestens zehnminütige Pause
stattfinden, so dass sich die Biegung des Knochens aufgrund der auf ihn wirkenden Last wie-
der zurückbilden kann. Diese zwischengeschalteten Pausen haben sich als notwendig erwie-
sen, da der Knochen nach Verformung durch Belastung diesen Zustand eine gewisse Zeit bei-
behält, bevor er seine Ausgangsform wieder annimmt. Dieser Vorgang ist auf das visco-
elastische Verhalten des Kallus, als auch des kortikalen Knochens zurückzuführen (LAKES,
2001; MORCROFT et al., 2001). Diese Visco-Elastizität nimmt mit zunehmender Heilung ab
(MORCROFT et al., 2001). Auch in der Studie von RICHTER (2007) wurde jede Messreihe
dreimal wiederholt. Mehrfachmessungen wären mit einer Injektionsnarkose wie in dieser Stu-
die nur schwer möglich gewesen und hätten zusätzlich den zeitlichen Rahmen für die Biege-
steifigkeitsmessungen überschritten. Ähnlich der Studie von RICHTER (2007) scheinen be-
sonders in der Anfangsphase der Biegesteifigkeitsmessungen die Störeffekte besonders deut-
lich aufzutreten.
Dass es sich bei der Biegesteifigkeitsmessung um eine äußerst sensible Untersuchungsmetho-
de handelt, zeigte sich nicht nur bei einem tiefen Ein- und Ausatmen der Kaninchen sondern
auch bei geringsten Erschütterungen des Untersuchungstisches. Diese Bewegungen führten
stets zu einer Amplitudenveränderung, obwohl makroskopisch betrachtet keinerlei Bewegung
der Gliedmaße festgestellt werden konnte. Diese Beobachtungen zum veränderten Messver-
lauf entsprechen den Beobachtungen von BESDO et al. (2005) und RICHTER (2007), worin
die Messapparatur als äußerst empfindlich und mitunter störanfällig beschrieben wurde. Auch
beim Auflegen der Gewichte konnten kleinste Bewegungen nicht ausgeschlossen werden.
Prinzipiell stellte sich die Durchführung der Induktion als einfache und schnelle Methode dar
die Steifigkeit des eingebrachten Implantats nicht invasiv zu verändern. Für den induktiven
Vorgang wurde die rechte Hintergliedmaße in die Induktionsspule gehalten. Anschließend
wurde das zuvor berechnete und in vitro gemessene Induktionsprofil gestartet. Nach 5 Sekun-
den Induktionszeit bei 3kW sollte eine Temperatur von 55°C im Implantat erreicht werden. Es
zeigte sich jedoch, dass mit diesem Induktionsprofil nicht genügend Wärme im Implantat für
Diskussion
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127
eine Struktur- und Formveränderung der Platte erzeugt werden konnte. Aus diesem Grund
musste zunächst ein Induktionsprofil entwickelt werden. Mit Hilfe der angeschlossenen Com-
putersoftware konnte der Vorgang hinsichtlich der eingebrachten Elektrowärme kontrolliert
und verändert werden. Die Entwicklung eines Induktionsprofils gestaltete sich schwierig. So
gleicht kein Induktionsprofil dem anderen. Über verschiedene Methoden (Temperaturerhö-
hung, Temperaturplateaus, Induktionspausen) wurde versucht die erforderliche Temperatur
für das Auslösen des EWE im Werkstück zu erzeugen und eine Maximaltemperatur von 60°C
dabei nicht zu überschreiten. Für eine genaue Temperaturmessung wurde teilweise eine Tem-
peratursonde am Implantat fixiert. Jedoch konnte kein einheitliches Induktionsprofil erstellt
werden. Es zeigte sich während der elektromagnetischen Induktionserwärmung, dass der in-
duktive Vorgang schmerzhaft zu sein scheint. Die ersten Kaninchen zeigten deutliche Ab-
wehrreaktionen. Diese sind möglicherweise auf die im Implantat entstandenen Temperaturen
zurückzuführen. Während der Induktion erhöht sich die Temperatur in einer Sekunde um 5
Kelvin. Bei einem verlängerten Induktionsintervall steigt die Temperatur innerhalb von Se-
kunden über eine Temperatur von 60°C. Ein derartiger Temperaturanstieg im Implantat ist
nicht zu vertreten. Nach dem Anpassen des Induktionsprofils und der Narkoseform (Inhalati-
onsnarkose) konnten keine weiteren Abwehrbewegungen mehr festgestellt werden.
Sowohl in der veterinär- als auch in der humanmedizinischen Praxis erfolgt die Beurteilung
von Knochengewebe hauptsächlich mittels Röntgenaufnahmen (KIEFER u. KIEFER, 2003).
In dieser Studie wurde der Verlauf der Knochenheilung röntgenologisch dokumentiert und
ausgewertet. Das Knochenumbauverhalten verschiedener Implantate und der Mineralisie-
rungsgrad des Knochengewebes können dadurch gut visualisiert werden (BONATH u. PRI-
EUR, 1998; FOSSUM et al., 2002). Weiterhin ermöglichen die Röntgenaufnahmen ein früh-
zeitiges Erkennen von Knochenheilungsstörungen und Implantatlockerungen. Die Röntgen-
aufnahmen zeigten sich als gut geeignet den Knochenheilungsverlauf und die Wirkung der
Induktion auf das Aussehen des Implantats zu beurteilen. Die radiologische Auswertung er-
folgte deskriptiv. Die auftretenden Veränderungen wurden am gewonnenen Röntgenbild ma-
nuell gemessen. In der ersten Versuchsgruppe wurde der Heilungsverlauf nur über die statt-
findende Röntgenuntersuchung beurteilt. In der zweiten Versuchsgruppe sollten die Röntgen-
aufnahmen eine zusätzliche Beurteilungsmöglichkeit des Heilungsverlaufes darstellen. Wei-
terhin dienten sie zur Beurteilung des induktiven Vorgangs. Die Osteosyntheseplatten wurden
Diskussion
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128
in gewölbter Form implantiert. Nach erfolgreich stattgefundener Induktion wiesen sie ein
ebenes Oberflächenrelief auf.
Die µ-CT Untersuchung stellte sich als einfache, jedoch zeitaufwendige Methode dar. Die
gemessenen Parameter ermöglichten eine Beurteilung der stattgefundenen Knochenheilung
anhand einzelner Werte. Über die 3D-Darstellung des Knochenabschnitts um die Osteotomie-
stelle konnten die Versuchsgruppen zusätzlich beurteilt und verglichen werden. Es zeigte sich
bei allen Kaninchen eine gute Konsolidierung des Knochens.
Histologisch konnten nicht alle Knochenpräparate ausgewertet werden, da eine Untersuchung
der in Technovit eingebetteten Knochen nicht möglich war. Ein möglicher Grund für den aus-
gebliebenen Verbund von Knochenanteilen und Technovit liegt eventuell in der Lagerung der
Tibiae. Über einen Zeitraum von einem halben Jahr wurden die Tibiae zunächst in Formalin
gelagert. Diese langen Fixierzeiten können zu unerwünschten Reaktionen des Gewebes mit
dem Fixiermittel geführt haben. Formol in geringer Konzentration (4-5%) ist für eine dauer-
hafte Aufbewahrung zwar unbedenklich, es führt jedoch zu Gewebeverhärtungen und verhin-
dert so möglicherweise den Verbund.
4.3 Ergebnisse
Die ersten Biegesteifigkeitsmessungen wiesen sehr individuelle Messergebnisse auf. Ähnlich
der Studien von BESDO et al. (2005) und RICHTER (2007) zeigten sich starke Unterschiede
in den Messwerten der Einzeltiere. In der Studie von BESDO et al. (2005) werden diese Un-
terschiede unterschiedlichen Messwinkeln zur Hauptachse und den unterschiedlichen Abstän-
den zwischen den Bohrdrähten zugeschrieben. Bei RICHTER (2007) werden die Auswirkun-
gen von eingebrachten Polylactid Pins auf die Steifigkeit bewertet. Auch hier ist ein Vergleich
der absoluten Werte nicht möglich, da die Unterschiede zwischen den Tieren sehr groß ist.
Zum Ende der Studien und einer fortgeschrittenen Knochenheilung lassen sich die Ergebnisse
besser vergleichen. Dies lässt sich möglicherweise dadurch erklären, dass der Knochen selbst
anfänglich noch keine Stabilität aufweist. Mit zunehmender Knochenheilung nimmt die Stabi-
lität des Knochens zu, weswegen die Messwerte zum späteren Zeitpunkt weniger variieren
(RICHTER, 2007). Des Weiteren übt auch der Weichteilmantel einen entscheidenden Effekt
auf die Messungsergebnisse auf.
Diskussion
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129
In dieser Studie war durch das Implantat von Beginn an eine höhere Steifigkeit vorgegeben.
Die Lage der Implantate dürfte je nach Lagerung der Kaninchen unterschiedliche Messwinkel
zur Platte zur Folge haben und dadurch eine veränderte Biegesteifigkeit widerspiegeln. Wei-
terhin dürften sich auch die unterschiedlichen Abstände zwischen den Messungen auf die
Knochenheilung und das Ergebnis der Biegesteifigkeit ausgewirkt haben. Weiterhin führt die
Belastung durch die Biegesteifigkeitsmessung möglicherweise zu einer veränderten Kno-
chenheilung. Durch die mechanische Belastung erfährt der Knochen einen Zustand der inne-
ren Spannung. Es kommt zur Deformation (Dehnung) und zur Reaktion des Knochens. Über
den Heilungsverlauf kommt es zu einer Erhöhung Bruchdehnung und folglich zu einer Zu-
nahme der Festigkeit und einer erhöhten Steifigkeit. Die mechanische Belastung soll die Kal-
lusbildung anregen und die Mineralisation fördern (CLAES et al., 1998; KLEIN et al., 2003).
Kommt es jedoch aufgrund interfragmentärer Bewegungen zu einer starken Instabilität, wird
der natürliche Knochenheilungsverlauf gestört und es folgen Komplikationen der Knochen-
heilung, beginnend mit Implantatlockerung und Pseudarthrosen (RÜTER u. MAYR, 1999;
RUNKEL u. ROMMENS, 2000; AUGAT u. CLAES, 2008).
Die Auswertungen der Messreihen wurden analog der Vorgehensweise von BESDO et al.
(2005) und RICHTER (2007) durchgeführt. Zunächst wurden jeweils Kraft/Weg Diagramme
aufgezeichnet und über die Versuchsdauer ausgewertet. Sie zeigen, dass sich die Messverläu-
fe ähneln, auch wenn sie sich in den absoluten Werten unterscheiden. Dies ist auf den indivi-
duellen Heilungsverlauf der Tiere zurückzuführen. Die Kurvendarstellung in der ersten Ver-
suchsgruppe (Kaninchen 150 und 220) war nur eingeschränkt möglich. In der zweiten Ver-
suchsgruppe konnte nicht von allen Kaninchen zu jedem Messzeitpunkt eine graphische Dar-
stellung erfolgen. Weiterhin fehlen in der zweiten Versuchsgruppe bei Kaninchen 57, 66 und
90 die ersten Messungen. Dies ist als Folge auf Problematik in der Datengewinnung anzuse-
hen. Die Messreihen im negativen Viertausenderbereich wurden aus der Darstellung genom-
men. Sie würden zu einer Verzerrung der einzelnen Graphiken führen. Die negativen Werte
geben eine veränderte Messrichtung an. Die im Viertausenderbereich gemessenen Werte sind
als Messfehler einzuordnen, deren Ursache nicht geklärt werden konnte.
Betrachtet man die Gesamtbiegesteifigkeit (c-Biegung) ergeben sich individuelle Kurvenver-
läufe. In der zweiten Versuchsgruppe weicht besonders der Verlauf der Gesamtbiegesteifig-
Diskussion
__________________________________________________________________________
130
keit von Kaninchen 53 von der Gesamtbiegesteifigkeit der anderen Kaninchen dieser Gruppe
ab. Hier kommt es über den gesamten Beobachtungszeitraum zu einem Abfall der Gesamt-
biegesteifigkeit. Makroskopisch betrachtet konnte allerdings keine veränderte Knochenhei-
lung festgestellt werden. Die Gesamtbiegesteifigkeit des Knochen-Implantatkomplexes nimmt
bei den anderen Kaninchen anfänglich zu. Es kommt jedoch im weiteren Verlauf zu einer
Abnahme der Steifigkeit und einem Tiefpunkt um Tag 35±2. Anschließend nimmt die Ge-
samtsteifigkeit wieder zu und findet einen Höhepunkt an Tag 50±3. Danach folgt eine erneute
Steifigkeitsabnahme. Betrachtet man die Gesamtsteifigkeit zum Beginn und zum Ende der
Studie, zeigt sich eine deutlich höhere Gesamtsteifigkeit zum Versuchsabschluss. Dies ent-
spricht den Ergebnissen von vorhergegangenen Studien, bei denen es ebenfalls nach einer
anfänglichen Zunahme der Steifigkeit zu einem Abfall der Steifigkeit und einer erneuten Zu-
nahme der Steifigkeit kam (BESDO et al., 2005; RICHTER, 2007). In der Studie von RICH-
TER (2007) werden im Mittel bei den PLA-Tieren 60 bis 80 % höhere Gesamtbiegesteifig-
keitswerte als in der Kontrollgruppe erreicht. Um Tag 28 des Heilungsverlaufes werden bei
RICHTER (2007) Werte in der Kontrollgruppe von 0,003 [N/µm] und in der PLA-Gruppe
von etwa 0,0075 [N/µm] erreicht. Zum Ende der Studie liegen die Werte in der Kontrollgrup-
pe bei etwa 0,08 [N/µm] und in der PLA-Gruppe bei etwa 0,19 [N/µm]. Die Werte in dieser
Studie liegen im Mittel um Tag 28 in der ersten Versuchsgruppe bei 0,38 [N/µm], in Ver-
suchsgruppe 2 bei 0,01 [N/µm] und in Versuchsgruppe 3 bei 0,02 [N/µm]. Zum Ende der
Studie werden Werte von 0,47 [N/µm] in Versuchsgruppe 1, 0,02 [N/µm] in Versuchsgruppe
2 und 0,06 [N/µm] in Versuchsgruppe 3 gemessen. Dies bedeutet, dass in der ersten Ver-
suchsgruppe von der Hälfte des Studienverlaufs bis zum Studienende eine Steifigkeitszunah-
me von 80%, in der zweiten Versuchsgruppe eine Steifigkeitszunahme von 50% und in der
dritten Versuchsgruppe eine Steifigkeitszunahme von 33% erreicht wird. CHAO u. ARO
(1997) und RAHN (2002) führen diese beobachteten Steifigkeitsentwicklungen auf die unter-
schiedlichen Kallusphasen zurück. Dabei spielen der Aufbau und die Struktur des Kallus eine
wichtige Rolle im Verlauf der Steifigkeit. Allerdings ist die Stärke der Mineralisierung des
Knochens individuell variabel (TERJESEN, 1984; FELSENBERG u. GOWIN, 1999). Dies
wäre eine mögliche Erklärung für die Unterschiede in den absolut gemessenen Werten und
die dadurch eingeschränkte Vergleichbarkeit der einzelnen Messverläufe.
Diskussion
___________________________________________________________________________
131
Ein Ziel dieser Arbeit war es, die Veränderung der Steifigkeit nach stattgefundener Induktion
zu untersuchen und die damit einhergehenden Veränderungen darzustellen. Dazu wurde die
Biegesteifigkeit vor und nach der Induktion bestimmt und daraus die Gesamtbiegesteifigkeit
berechnet.
Da bei der praktischen Durchführung der elektromagnetischen Induktionserwärmung mit dem
zuvor berechneten Induktionsprofil keine Konformationsänderung der Osteosyntheseplatte
erreicht werden konnte und es zusätzlich zu deutlichen Abwehrreaktionen der Kaninchen
während des induktiven Vorgangs gekommen war, musste ein neues Induktionsprotokoll
entwickelt werden. Über Temperaturplateaus und verschiedene Induktionsintervalle wurde
versucht genügend Wärme im Implantat für eine Konformationsänderung zu erzeugen und
dabei eine Temperatur von 60°C nicht zu überschreiten. Anschließend wurde das angestrebte
ebene Oberflächenrelief der Osteosyntheseplatte röntgenologisch untersucht. Die Temperatu-
ren im Implantat wurden während des induktiven Vorgangs vom Verrechnungsprogramm des
Computers kontrolliert und teilweise zusätzlich über eine am Implantat angebrachte Tempera-
tursonde gemessen. Das beste Ergebnis lieferte das Induktionsprotokoll von Kaninchen 57.
Auf Anhieb konnte ein ebenes Oberflächenrelief mit einer Temperatur von 55°C erreicht
werden. Nach 5 s bei 3 kW Induktionszeit wurde eine 2,5 s lange Pause eingefügt und an-
schließend erneut für 7,5 s bei 3 kW der Induktionsvorgang gestartet. Eine mögliche Erklä-
rung für das Nichtfunktionieren des theoretisch errechneten und am toten Tier gemessenen
Induktionsprofils (5s Induktion bei 3kW), dürfte die Wärmeregulation des Tieres sein. Bei der
Konduktion (Wärmeleitung) wird so lange Wärme vom Körper mit der höheren Temperatur
an den Körper mit der geringeren Temperatur abgegeben bis ein Temperaturausgleich erfolgt
ist (ENGELHARDT u. BREVES, 2010). Dies könnte für den Vorgang der Induktion einen
möglichen Wärmeverlust am Implantat bedeuten. Weiterhin dürfte die Konvektion (Wär-
metransport) eine Ursache für die nicht ausreichende Temperaturentwicklung im Implantat
sein. Die Leistung der Konvektion hängt von der Strömungsgeschwindigkeit und der Wärme-
kapazität des transportierenden Mediums ab (z. B. Wasser, Blut) (ENGELHARDT u. BRE-
VES, 2010). Mittels der Blutzirkulation wird die Wärme zu Orten geringerer Temperatur ge-
führt. Da am toten Tier der Blutfluss sistiert, kommt zu keinem Wärmeabtransport. Die Wär-
me die im Implantat erzeugt wird, verbleibt weitestgehend darin.
Diskussion
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132
Der Vergleich der graphischen Darstellung der einzelnen Messverläufe vor und nach der In-
duktion gestaltet sich aufgrund deutlicher Unterschiede in den absoluten Werten schwierig.
Die statistische Auswertung der Gesamtbiegesteifigkeit vor und nach der Induktion ergab eine
signifikante Zunahme der Biegesteifigkeit nach der Induktion (p = 0,0421). Im Mittel kommt
es zu einer Steifigkeitszunahme von 0,009 N/µm (Median) (MW 0,013). Das bedeutet, dass es
durch die Zufuhr elektromagnetischer Induktionswärme und der Konformationsänderung des
Implantats zu einem messbaren Anstieg der Steifigkeit des Implantat-Knochenkomplexes
gekommen ist. OLENDER et al., (2011) konnten bei in vitro Untersuchungen an einer 3.0
mm Nitinol Platte Steifigkeitszunahmen von 24 bis 73 % zeigen. So kam es nach der Kon-
formationsänderung der Platte zu einer Steifigkeitszunahme von 0,81 auf 0,98 [N/µm]. Die
Variabilität der Steifigkeitszunahmen ist einerseits auf das Aussehen des Implantats, Unter-
schied einer 2.0 mm Platte zu einer 3.0 mm Platte und anderseits auf die metallische Zusam-
mensetzung des Implantats zurückzuführen. Selbst minimale Veränderungen in der metalli-
schen Zusammensetzung führen bereits zu deutlichen Veränderungen betreffend des Um-
wandlungsmechanismus und der Konformationsänderung des Implantats und führen dadurch
zu veränderten Steifigkeitsergebnissen. Ob die Veränderungen der Biegesteifigkeit durch die
Induktion einen Einfluss auf die weitere Veränderung der Biegesteifigkeit während der Kno-
chenheilung hat, kann nicht eindeutig geklärt werden. Alle Kaninchen mit Ausnahme von
Kaninchen 53 weisen einen biphasischen Heilungsverlauf mit einer insgesamt steigenden Ge-
samtbiegesteifigkeit auf. Da sich die absoluten Werte unterscheiden, kann der Bereich der
eventuell auf die Induktion zurückzuführen ist, nicht abgegrenzt werden. Weiterhin ist durch
die Rekonstruktion mit einer Osteosyntheseplatte, verglichen mit der Rekonstruktion durch
einen Marknagel oder einem Fixateursystem, von einer höheren Gesamtsteifigkeit auszuge-
hen. Es dürfte in diesem Fall für die Knochenheilung nicht relevant sein, ob die Platte nach
der Induktion eine in diesem Wertebereich liegende Steifigkeitserhöhung erfahren hat. Da in
allen Fällen von einer guten Knochenheilung, bestätigt durch die Röntgenaufnahmen, ausge-
gangen werden kann, liegt die Steifigkeitsänderung nicht in einem Bereich der sich nachteilig
auf die Knochenheilung auswirkt.
Röntgenologisch wiesen die Kaninchentibiae weitestgehend ein einheitliches Bild im Hei-
lungsverlauf auf. Die röntgenologisch darstellbaren periostalen Zubildungen um die Bohr-
drähte und die Kallusbildung um den Frakturspalt konnten als gering eingestuft werden. In
Diskussion
___________________________________________________________________________
133
anderen Studien wird eine vermehrte periostale Zubildung um die Bohrdrähte beschrieben,
was sich auf eine Schädigung des Periosts begründet. HULTH (1989) beschrieb eine verstärk-
te periostale Knochenzubildung nach einer Deperiostierung des Knochens.
Durch das operative Vorgehen wurde eine Primärheilung des Knochens angestrebt. Die post
operativ angefertigten Röntgenaufnahmen zeigten bei allen Kaninchen einen kongruenten
Knochenendenkontakt an der Osteotomiestelle, was als wichtige Voraussetzung für einen
störungsfreien Ablauf der Knochenheilung angesehen wird. Der Heilungsverlauf von Kanin-
chen 85 (Versuchsgruppe 3) zeigte im zusätzlich frakturierten Bereich eine starke Kallusfor-
mation, wohingegen die Zubildungen um die Osteotomiestelle vergleichsweise gering ausfie-
len. Dies entspricht den Ergebnissen zahlreicher Studien zur Knochenheilung, bei denen eine
größere Kallusformation im Bereich einer Spontanfraktur auftrat, als in Bereichen einer Kno-
chenosteotomie. Außerdem wurde diese Fraktur durch einen Fixateur externe stabilisiert, der
wiederum eine Restbeweglichkeit ermöglichte und zu einer Sekundärheilung der Fraktur führ-
te (AUGAT et al., 2003 u. 2008). Weitläufig ist akzeptiert, dass eine flexible Fixation mit
gemäßigten axialen Bewegungen einen effektiven Stimulus für die Kallusbildung darstellt
und somit zu einer verbesserten Knochenheilung führt (AUGAT u. CLAES, 2008). HUTZ-
SCHENREUTER et al. (2002) u. PERREN (2002) konnten beweisen, dass die Menge und
Größe des gebildeten Kallus mit der Amplitude der Bewegung zunimmt.
Bei allen Kaninchen konnte beim Versuchsabschluss röntgenologisch eine gute Konsolidie-
rung des Knochens nachgewiesen werden. Das erste Auftreten von periostalen Zubildungen
und Kallusgewebe wurde bereits nach drei Wochen beobachtet. Dies entspricht den Beobach-
tungen von REIFENRATH et al. (2012), die in ihrer Studie zur Messbarkeit von axial wir-
kenden Kräften und Biegemomenten an der belasteten Kaninchentibia eine erste Kallusbil-
dung ab Tag 20 feststellen konnten. Die statistische Auswertung der radiologischen Verände-
rungen ergab hinsichtlich der kranial an der Osteotomiestelle auftretenden Zubildungen signi-
fikante Unterschiede. Das bedeutet, dass es in der zweiten Versuchsgruppe zu größeren Zu-
bildungen am kranialen Bereich der Osteotomiestelle gekommen ist. Dies lässt sich möglich-
erweise mit der Richtung der Belastung bei der Biegesteifigkeitsmessung erklären. Durch die
Lage der Osteosyntheseplatte und den bilateral eingebrachten Bohrdrähten ist die Richtung in
die sich der Knochen durchsenken kann besser vorgegeben. Es kommt Implantat fern zu grö-
Diskussion
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134
ßeren Bewegungen, die eine größere Kallusbildung zur Folge haben. Bei den Kaninchen mit
unilateral eingebrachten Bohrdrähten dürfte in unterschiedlichen Messwinkeln gemessen
worden sein, so dass sich die Kallusbildung nicht auf nur einen Bereich beschränkt. Insgesamt
ist jedoch aufgrund der unterschiedlichen Winkel der Röntgenaufnahmen die Aussagekraft
der Ergebnisse eingeschränkt.
Durch die Induktion wurde eine Formveränderung des Implantats herbeigeführt, dabei sollte
es weder zu einer Verlängerung noch zu einer Verkürzung des Implantats kommen. Da jedoch
durch die Konformationsänderung während des induktiven Vorgangs, eine Formveränderung
des Implantat von der gewölbten in die gerade Form stattgefunden hat und diese einer mecha-
nischen Belastung des Implantat-Knochenkomplexes gleich kommt, mit Auswirkungen am
umliegenden Gewebe, ist möglicherweise von einem Unterdruckverhältnis an der Osteoto-
miestelle auszugehen, worauf der Knochen eventuell im Implantat freien Bereich mit einer
vermehrten Knochenbildung reagiert hat. Röntgenologisch kann jedoch nicht ausgeschlossen
werden, dass sich die Zubildungen von kranial über lateral nach kaudal erstreckt haben, da
aufgrund der Lagerung beim Röntgen nicht alle Bereiche zu jedem Röntgenzeitpunkt exakt
gleich einzusehen waren. Dies entspräche den Erkenntnissen aus anderen Studien, bei denen
es vor allem im kranio-lateralen Bereich zu Knochenreaktion gekommen ist (RICHTER,
2007; REIFENRATH et al., 2012).
Insgesamt betrachtet ist die Aussagekraft der röntgenologischen Auswertung in diesem Fall
limitiert. Es liegen unterschiedliche Anzahlen an Röntgenbildern vor, die zusätzlich nicht zu
gleichen Zeitpunkten gewonnen wurden. Eine einheitliche Lagerung konnte nicht zuverlässig
gewährleistet werden. Weiterhin wurden die Veränderungen manuell gemessen und können
Ungenauigkeiten unterliegen. Zusätzlich weisen die Röntgenbilder auf einen individuellen
Heilungsverlauf hin. Inwiefern sich eine Steigerung der Probandenanzahl auf die röntgenolo-
gischen Ergebnisse auswirken würde, müsste in einer zukünftigen Studie getestet werden.
Möglicherweise könnte dadurch eine größere Homogenität erreicht werden. In der Studie von
BESDO et al. (2005) lag eine deutlich höhere Anzahl an Kaninchen vor und es konnte eine
gewisse Homogenität der Ergebnisse gezeigt werden.
Diskussion
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Eine individuelle Betrachtung der Ergebnisse der µ-CT Untersuchung und der Vergleich mit
den anderen Untersuchungsmethoden auf Einzeltierebene müssen leider entfallen. Durch die
Neunummerierung war nur noch eine Versuchsgruppenbetrachtung möglich.
Beim Vergleich der einzelnen Parameter zeigten sich Tendenzen, die sich statistisch nicht
belegen ließen. Die Ergebnisse des Verhältnisses vom Knochenvolumen zum Gesamtvolumen
und des Verhältnisses von Knochenoberfläche zum Knochenvolumen scheinen sich komple-
mentär zu verhalten, allerdings ohne statistische Absicherung. Eventuell würde dies durch
eine größere Probenanzahl möglich sein. In der Ausprägung des Trabekelnetzwerkes schien
die induzierte Gruppe eine größere Trabekelanstärke aufzuweisen, jedoch insgesamt betrach-
tet eine geringere Trabekelanzahl, als in der Gruppe der nicht induzierten Kaninchen.
Da sich der Aufbau des Trabekelnetzwerkes an den auf den Knochen einwirkenden Kräften
orientiert und der Knochenstoffwechsel einer Regulation durch Belastung unterworfen ist,
entsprechen die Erkenntnisse dieser Studie den Vorgängen bei der allgemeinen Knochenhei-
lung. Je einfacher sich die einwirkenden Kräfte gestalten, desto einfacher ist die Analyse der
Spongiosastruktur (WOLF, 1892; HERT 1994). Werden Bereiche einer starken Stresseinwir-
kung unterworfen, findet dort durch sogenanntes �trabekel alignement� (Anisotropie) eine
Steigerung der Belastbarkeit statt (TURNER et al., 1986; SCHELL et al., 2006). Dies wäre
eine mögliche Erklärung für das Auftreten stärkerer Trabekelstrukturen in der induzierten
Gruppe. Solange sich die Verformung in einem physiologischen vorgegeben Fenster bleibt,
wird die Gesamtknochenmasse konstant gehalten (COWIN et al., 1995; MARROTTI u.
PALUMBO, 2007). Die statistische Auswertung der µ-CT Daten lieferten in keinem Untersu-
chungsbereich ein signifikantes Ergebnis. In beiden Versuchsgruppen ist die Ausprägung der
erhobenen Parameter ähnlich. Es lassen sich keine Unterschiede im Knochenaufbau auf den
induktiven Vorgang oder die Biegesteifigkeitsmessung zurückführen. In ein einigen Untersu-
chungsbereichen zeigte sich in beiden Versuchsgruppen eine relativ große Standardabwei-
chung. Eine größere Untersuchungsanzahl dürfte sich auch im Bereich der µ-CT Untersu-
chungen auf eine steigende Homogenität der Ergebnisse auswirken.
Histologisch betrachtet konnten keine Unterschiede im Heilungsverlauf gezeigt werden. Bei
allen Kaninchen hatte sich um die Platte faserreiches Bindegewebe gebildet. Makroskopisch
erschien bei den induzierten Kaninchen dieses Gewebe von stärkerer Struktur zu sein. Verein-
Diskussion
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136
zelt zeigten sich kleine Bereiche vermehrter zellulärer Infiltration. Sowohl in den Längs-, als
auch in den Querschnitten wiesen die Knochen eine gute Konsolidierung auf. Ein Gruppenun-
terschied war anhand der histologischen Untersuchungen nicht möglich. Ähnlich der Studien-
resultate von MÜLLER et al. (2010) sowie MÜLLER et al. (2014) zeigten sich histologisch
keine negativen Veränderungen am Knochen und im Ablauf der Knochenheilung, die auf die
induktive Erwärmung zurückzuführen wären. Im Umkehrschluss ließ sich jedoch histologisch
nicht nachweisen, dass die Induktion einen positiven Einfluss auf die Knochenheilung gehabt
hat.
Die Induktionsgruppe ist sehr heterogen. Durch die unterschiedlichen Induktionsprotokolle
wurden unterschiedliche Oberflächenstrukturen der eingebrachten Implantate erreicht. Ein
annähernd ebenes Oberflächenrelief wurde angestrebt, jedoch in den meisten Fällen nicht
vollständig erreicht. Dies dürfte Auswirkung auf alle gemessenen Parameter haben und mit
ein Grund für die große Variabilität der Ergebnisse sein. Inwiefern die Ergebnisse die teilwei-
se oder vollständige Konformationsänderung der Platte widerspiegeln bleibt ungeklärt. Da
nach der Euthanasie der Kaninchen die Platten mitunter erneut gewölbt implantiert und indu-
ziert wurden, konnten anhand der Platten keine Aussagen über die Steifigkeit der Implantate
zum Versuchsabschluss gemacht werden. Ein Vergleich der Versuchsgruppen ist durch den
unterschiedlichen Operationssitus schwierig. Insgesamt weist die Studie starke Unterschiede
in den Resultaten auf, die auf Divergenzen innerhalb des Studienaufbaus und die Individuali-
tät des Einzeltieres zurückzuführen sind.
4.4 Zusammenfassung der Untersuchungsresultate
In der vorgelegten Studie zur in vivo Steifigkeitsänderung einer Osteosyntheseplatte mittels
perkutan zugeführter induktiver Wärme ließen sich Befunde sowohl röntgenologisch als auch
über Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessungen darstellen und untersuchen. Am Kaninchenmo-
dell konnte gezeigt werden, dass am lebenden Tier unabhängig von einer Operation die vor-
eingestellte Steifigkeit des Implantats aktiv und nicht-invasiv geändert werden konnte.
Die Röntgenaufnahmen zeigen, dass es durch den induktiven Vorgang auch makroskopisch
sichtbar, zu einer Formänderung des Implantates einhergehend mit einer Steifigkeitsänderung
gekommen ist. Die zunächst operativ in gewölbter Form eingebrachten Osteosyntheseplatten
Diskussion
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137
wiesen nach der durchgeführten Induktion ein annähernd ebenes Oberflächenrelief auf, wobei
dies in der Mehrzahl nicht beim ersten Induktionsdurchlauf erreicht werden konnte. Anders
als in den in vitro Messungen und in den Vergleichsmessungen am toten Kaninchen konnte
nach fünf Sekunden Induktion mit einer angestrebten Temperatur von 55°C keine vollständi-
ge Formänderung des gewölbten Plattenbereichs erreicht werden. Die zunächst vorgenomme-
ne Verlängerung der Induktionszeit führte dazu, dass es zu einem Temperaturanstieg über
65°C kam, was aufgrund der Tierreaktionen nicht zu vertreten war. Daraufhin wurde das In-
duktionsprofil angepasst, so dass über verschiedene Temperaturplateaus mit anschließenden
Induktionspausen, die Temperatur nicht über 63°C anstieg. Zudem bestätigen die vor und
nach der Induktion durchgeführten Biegesteifigkeitsmessungen eine signifikante Zunahme der
Steifigkeit nach der Induktion.
Damit konnte gezeigt werden, dass die mit Hilfe der Induktion perkutan durchgeführte Stei-
figkeitsänderung des Implantats funktioniert und praktikabel ist. Es bedarf jedoch noch weite-
rer Feinabstimmung im Induktionsverlauf, um bereits nach einmaliger Induktion bei einer
Zieltemperatur von 55°C eine vollständige Konformationsänderung der Platte erreichen zu
können.
Während des Studienverlaufes hat sich gezeigt, dass der induktive Vorgang schmerzhaft zu
sein scheint, sofern er nicht mit einer adäquaten Analgesie oder einer Vollnarkose durchge-
führt wird. Aus technischer Sicht hat sich die Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung mit der
oben aufgeführten Apparatur als aufwendig und zeitintensiv dargestellt. So reagierte die Bie-
gesteifigkeitsmessung sensibel auf äußere Störeffekte. Es zeigte sich, dass eine Vollnarkose
für das Vermeiden von Tierbewegungen unumgänglich ist. Da die Steifigkeit des Knochen-
Implantat-Konstrukts von der Richtung der zugeführten Last abhängt, muss besonderes Au-
genmerk auf die Position der eingebrachten Bohrdrähte gelegt werden. Ein schräges Einbrin-
gen mit zu geringem Abstand verhindern ein adäquates Anbringen der Messapparatur und
dadurch reproduzierbare Messergebnisse. Insgesamt unterliegen die Ergebnisse großen intra-
individuellen Schwankungen. Eine größere Tieranzahl könnte möglicherweise zu einer Ver-
einheitlichung der Ergebnisse und einer besseren Vergleichbarkeit führen.
Neben der radiologischen Auswertung bestätigen die Histologie und die µ-CT Untersuchung
eine gute Konsolidierung des Knochens. Alle Kaninchentibiae wiesen zum Versuchsabschluss
Diskussion
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138
sowohl makroskopisch als auch mikroskopisch eine solide und einheitliche Struktur auf. Et-
waige Unterschiede innerhalb der einzelnen Untersuchungsmethoden ließen sich statistisch
nicht bestätigen. Mögliche Veränderungen durch die Induktion am umliegenden Gewebe las-
sen sich im Gesamtstudienverlauf nicht darstellen, so dass diese Methode als praktikabel,
funktionsfähig und biokompatibel anzusehen ist. Allerdings zeigen sich gewisse Grenzen der
Studie. So war es aufgrund der neu angewandten Technik hinsichtlich der in vivo Applikation
nicht möglich eine Abschätzung der nötigen Tieranzahl zuvor vorzunehmen.
Ähnlich der Studien von BESDO et al. (2005), RICHTER (2007) und REIFENRATH et al.
(2012) konnten hinsichtlich der eingebrachten Implantate, Bohrdrähte und Wundnaht keine
Wundheilungsstörungen festgestellt werden. Weiterhin arrangierten sich alle Kaninchen mit
den eingebrachten Bohrdrähten und zeigten neben einem guten Allgemeinbefinden eine gute
Funktionalität und Mobilität der operierten Gliedmaße.
Inwiefern sich der induktive Vorgang positiv auf die Knochenheilung ausgewirkt hat, konnte
in dieser Studie nicht gezeigt werden. In einer weiteren Studie mit einer höheren Tieranzahl
und festen Induktionsparametern könnte diese Fragestellung möglicherweise beantwortet
werden.
Zusammenfassung
___________________________________________________________________________
139
5. Zusammenfassung
KAREN MEIER
Beeinflussung der Knochenheilung durch Implantate mit variabler Steifigkeit auf Basis einer
Formgedächtnislegierung am Kaninchenmodell.
In der vorliegenden Arbeit wurden die Funktionsfähigkeit und die Praktikabilität einer neuen
steifigkeitsvariablen NiTi Osteosyntheseplatte zur Versorgung einer Tibiaosteotomie am Ka-
ninchenmodell getestet. Hierfür erhielten 14 Kaninchen der Rasse New Zealand White an der
rechten Hintergliedmaße eine Tibiaosteotomie, die mit einer formgedächtnisfähigen Osteo-
syntheseplatte versorgt wurde. Drei Wochen post operationem wurde mittels perkutan zuge-
führter Induktionswärme das Implantat erwärmt und dadurch eine Konformationsänderung
des Mittelbereichs der Osteosyntheseplatte herbeigeführt. Diese Konformationsänderung ging
mit einer Veränderung des Oberflächenreliefs der Osteosyntheseplatte und mit einer Zunahme
der Gesamtbiegesteifigkeit des Implantats einher. Sowohl röntgenologisch, als auch mit Hilfe
der Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessung konnte diese Konformationsänderung bestätigt wer-
den. Um den Einfluss einer steifigkeitsvariablen Osteosyntheseplatte auf die Knochenheilung
beurteilen zu können, wurden die Kaninchen in zwei Versuchsgruppen eingeteilt. Sieben Ka-
ninchen wurden induziert, die anderen sieben Tiere fungierten als Kontrollgruppe. Wöchent-
lich wurden Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessungen zur Beurteilung des Heilungsverlaufes
durchgeführt und in zwei beziehungsweise dreiwöchigem Abstand wurden die Kaninchen
geröntgt, um die Knochenheilung, als auch etwaige Implantatlockerungen und Knochenver-
luste röntgenologisch darzustellen. In der Kontrollgruppe konnten aufgrund des Operationssi-
tus nur bei zwei Kaninchen die Vierpunkt-Biegesteifigkeitsmessungen durchgeführt werden.
Die Biegesteifigkeitsmessungen mussten aufgrund der deutlichen Unterschiede in den absolu-
ten Werten individuell beurteilt werden. Dennoch wiesen die Kaninchen einen ähnlich bipha-
sischen verlaufsentsprechenden Knochenheilungsprozess auf. Nach anfänglich zunehmender
Steifigkeit kam es zu einem Abfall der Gesamtsteifigkeit mit einem Tiefpunkt um Tag 35±2
Tage. Danach erfolgte eine Steifigkeitszunahme mit einem Höhepunkt um Tag 50±3 Tage.
Bei der durchgeführten Induktion konnte die Veränderung des steifigkeitsvariablen Mittelbe-
reichs der Osteosyntheseplatte röntgenologisch dargestellt werden. Für ein annähernd ebenes
Oberflächenrelief der Platte musste jedoch bei allen Kaninchen wiederholt induziert werden.
Zusammenfassung
__________________________________________________________________________
140
Abweichend zu den in vitro Vorversuchen konnte nach einer Induktionszeit von 5 Sekunden
und einer Induktionstemperatur von 55°C keine Konformationsänderung der Osteosynthese-
platte erreicht werden. Daraufhin wurde das Induktionsprofil angepasst. Über verschiedene
Temperaturplateaus und Induktionspausen konnte ausreichend Wärme im Werkstück erzeugt
werden, um ein Umschlagen der Platte zu erreichen. Dennoch konnte mit Hilfe der statisti-
schen Auswertung der Biegesteifigkeitsmessung vor und nach der Induktion gezeigt werden,
dass es nach der Induktion zu einer signifikanten Zunahme der Steifigkeit gekommen war (p-
Wert = 0,0421).
Bei der Explantation der Tibiae konnte keine Veränderungen am umliegenden Gewebe und
der Muskulatur ausgemacht werden. Die Tibiae zeigten sich von einheitlicher Struktur und
wiesen eine gute Konsolidierung des Knochens auf. Der Osteotomiebereich konnte allenfalls
durch eine leicht violett erscheinende Linie ausgemacht werden. Keines der Kaninchen wies
vermehrte periostale Zubildungen am Knochen zum Versuchsabschluss auf. Nach anschlie-
ßender Formalinfixierung wurden µ-CT Aufnahmen der Tibiae angefertigt. Auch diese bestä-
tigten eine einheitliche Struktur und gute Durchbauung des Knochengewebes. Unterschiede
hinsichtlich der Versuchsgruppenzugehörigkeit konnten statistisch nicht bestätigt werden. Die
histologische Auswertung zeigte auf zellulärer Ebene eine gute Konsolidierung des Kno-
chens. Veränderungen beruhend auf der Wärmezufuhr während der Induktion, konnten nicht
festgestellt werden. Die histologisch geringen Veränderungen ließen sich in beiden Versuchs-
gruppen gleichermaßen darstellen.
Nach derzeitigem Kenntnisstand handelt es sich bei dieser Studie um den ersten Versuch der
in vivo Umsetzung der Idee der �inverse dynamization� an einer inneren Osteosynthese. Un-
ter Verwendung einer neuen steifigkeitsvariablen Osteosyntheseplatte konnte gezeigt werden,
dass mittels perkutan zugeführter Induktionswärme eine Steifigkeitsänderung des Implantats
nichtinvasiv möglich ist. Weiterhin ist der Zeitpunkt des induktiven Vorgangs individuell an
den Verlauf der Knochenheilung anpassbar. In allen untersuchten Fällen konnte eine vollstän-
dige Frakturheilung erreicht werden. Die in dieser Studie gewonnenen Daten ermutigen neue
Konzepte für die Frakturversorgung langer Röhrenknochen mittels steifigkeitsvariabler Im-
plantate zu entwickeln und damit in Zukunft das Auftreten von �Non-Unions� vorzubeugen
oder zu reduzieren.
Summary
___________________________________________________________________________
141
Summary
KAREN MEIER
The capability of stiffness variable implants based on NiTi shape memory alloys to influence
bone healing presented in a rabbit model.
In this study the feasibility and usefulness of contact-free electromagnetic induction heating
of NiTi implants in rabbits was tested. Therefore fourteen rabbits were operated and got a
tibiaosteotomy of the right hind leg. This osteotomy was corrected with a shape memory alloy
osteosynthesis plate. Three weeks post operation the induction was started .Using contact free
induction heating the implant was warmed up and the middle layer of the implant was chang-
ing its conformation. This change of conformation could be demonstrated by radiologically,
macroscopically and by in vivo stiffness measurements. To describe influence of shape me-
mory alloy plate for fracture healing, one induction group and one control group was formed.
Weekly four-point bending stiffness measurements were practiced and every second or third
week radiographik examinations werde started to describe fracture healing, implant loosening
or displacement and loss of implants. In the control group only two animals could be used for
bending stiffness measurements.
In regard of bone healing there were no differences between the groups. After six weeks the
fracture gap was closed radiologically. The results of the stiffness measurements could only
be described on an individual base because of differences in theirs absolute values. All rabbits
demonstrate a biphasic bone healing. The initial increase of stiffness is followed by a decrease
of stiffness. This decrease discharges in a low point around the day 35±2. After the day 35±2
there is an increase of stiffness which ends in a maximum turning point around the day 50±3.
All rabbits were induced repeatedly to obtain an approximately plain surface of the plate. In
contrast to the in vitro preliminary test no conformation change of the osteosyntheses plate
could be achieved after an induction time of 5 seconds ad an induction temperature of 55°C.
Thereupon the induction profile was adapted. By using several temperature plateaus and in-
duction breaks sufficient heat could be created in the workpiece to achieve the required knock
over oft the plate. Nevertheless, by means oft the statistical evaluation of the bending stiffness
Summary
__________________________________________________________________________
142
measurement before and after the induction it could be verified that the induction leads to a
significant increase of stiffness (p-value = 0,0421).
Explantation of tibiae did not show any transformation oft the surrounding tissue and muscu-
lature. The tibiae represented a homogeneous structure and possessed a good consolidation of
the fractured bone. The area of the osteotomy could only be extinguished by a slighlty purple
appearing line. At the end of the study none of the rabbits possessed an increased periosteal
accretion at the bone.
After formalin fixation µ-CT pictures oft the tibiae were prepared. They also confirmed a uni-
form structure and good consolidation. No differences regarding the two attempt groups could
be statistically identified. The histological analysis of the cellular level indicates a good con-
solidation of the bone. Transformations based on the heat supply during the induction could
not be discovered. Minor histological changes could be similarly proved in both attempt
groups.
To our knowledge this is the first study of its kind, reporting data on the progress of osteosyn-
thesis of long bones and the attempt to apply the idea of inverse dynamization to an internal
osteosynthesis in-vivo. With this novel shape memory plate an increase of stiffness was de-
monstrated after non-contact electromagnetic induction. Furthermore, the point in time of the
inductive process is individually adaptable to the progress of bone healing. In all cases a com-
plete fracture healing could achieved. The data, approved by this survey, encourage the deve-
lopement of new concepts for the treatment of long-bone fractures by means of shape-
memory-alloy implants. Thereby the appearance of �non-unions� could be reduced or even be
prevented in the future.
143
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174
Anhang
Tabelle 8: Pelletszusammensetzung Kaninchenfutter
Inhaltsstoffe %
Rohprotein 16.50 Rohfett 3.40 Rohfaser 15.50 Rohasche 7.20 Calcium 1.00 Phosphor 0.60 Natrium 0.20
Zusatzstoffe pro kg Einheit
Vitamin A 15.000 (IE.IU) Vitamin D3 1.000 (IE.IU) Vitamin C 100 (mg) Kupfer 5 (mg)
Haltung (Nur für Versuchstiere); V2333-000 ssniff K-H, 4 mm
Das Futtermittel enthält gentechnisch veränderte Soja- und Maisprodukte
Chargen Nr. 9003724
MHD 05 2010
Nettomasse 15 kg
Hersteller : ssniff Spezialitäten GmbH. D-59494 Soest
Tabelle 9: Für den Tierversuch verwendete Arzneimittel
Handelsname Hersteller
Aluminium-Spray Aluminium-Spray® A. Albrecht GmbH & Co. KG Buprenorphin Temgesic® Essex Pharma GmbH Carprofen Rimadyl® Pfizer GmbH Dexapanthenol Bepanthen® Roche Nasen-und Augensalbe;
Hoffmann-La Roche AG Baytril 2,5% Injektionslösung Bayer Fentanyl-Janssen® Janssen-Cilag GmbH Isofluran Forene® Fa. Abbot GmbH & Co. KG Ketamin Ketanest® A. Albrecht GmbH & Co. KG Lidocain-Spray Xylocain-Spray® Astra Zeneca GmbH Midazolam-Injektionslösung Dormicum® Cura MED Pharma GmbH Release 300 mg/ml Injektionslösung WDT Garbsen, Deutschland Propofol Propofol®-Lipuro 1 % B. Braun Melsungen AG PVP-Iod Braunoderm® B. Braun Melsungen AG Ringer-Laktat-Lösung Ringer-Laktat® B. Braun Melsungen AG
175
Tabelle 10: Für den Tierversuch verwendete Geräte und Verbrauchsmaterialien
Geräte und Verbrauchsmaterialien Handelsname und Herkunft
Spritzen (1 ml, 2 ml, 5 ml, 10 ml) Einmalspritze®
B. Braun Melsungen AG
Perfusor-Spritzen (50 ml) Original-Perfusor®-Spritzen, OPS 50
B. Braun Melsungen AG
Infusionsverlängerung (140 cm) Original Perfusor®-Leitung
B. Braun Melsungen AG
Injektionskanülen, steril (0,6-0,9 x 40 mm) BD MicrolaneTM 3
Becton Dickinson
Venenverweilkatheter (0,9 x 25 mm) Vasofix® Braunüle®
B. Braun Melsungen AG
4/0 1,5 metric Safil® B. Braun Melsungen AG Leukoplast Leukoplast® BSN medical GmbH & Co. KG Schlauchverband Tricofix® BSN medical GmbH & Co. KG Skalpellklingen® (Nr. 10, 11, 15) Aesculap AG & Co. KG Spiralendotrachealtubus (2,5 mm) Safety-Flex® Fa. Mallinckrodt Inc. Handschuhe, steril (Gr. 7,5) Biogel® Regent Medical Op-Haube Sentinex® Lohmann & Rauscher Internat. GmbH
& Co.KG Mundschutz Barrier® Molnlycke Health Care GmbH Lochtücher, steril (50 x 60 cm) klebend klinikdrape®
Molnlycke Health Care GmbH
Op-Tape (Klebestreifen), steril (9 x 49 cm) klin-idrape®
Molnlycke Health Care GmbH
Einmalskalpelle (Modell 11 und 15) Feather® Produkte für die Medizin AG Tupfer Pur-Zellin® Paul Hartmann AG/ Beese medical
GmbH Thermometer Thermoval®, Digitales Thermometer
Paul Hartmann AG
Latexhandschuhe Safeskin® Kimberly-Clark GmbH Falkonröhrchen (10 ml, 50 ml) Cellstar® Greiner Bio-One GmbH Operationskittel aus Baumwolle Op-Kittel blau Fa. Dieckhoff Operationstücher versch. Größen Op-Tücher grün
Fa. Dieckhoff
Tabelle 11: Für den operativen Eingriff verwendete Geräte und Instrumente
Instrumente und Geräte Handelsname und Herkunft
Pinzette, chirurgisch, mittelbreit Aesculap AG & Co. KG Nadelhalter nach Mathieu Aesculap AG & Co. KG Nierenschale Aesculap AG & Co. KG Tuchklemmen Aesculap AG & Co. KG Scheren, stumpf, spitz Aesculap AG & Co. KG Bohrmaschine Fa. Synthes Bochum Perfusor Injectomat® Fa. Fresenius
176
Wärmematte mit Wasserpumpe HICO-Aquatherm®
Fa. Hirtz
EKG-Gerät EAGLE 1000® Fa. Marquette Hellige Inhalationsgerät Sulla 808® AG. V-C, Fa. Drägerwerk Autoklav Pulsmatic® Getinge AB Ambubeutel 0,5 Liter Ambubeutel® Helbig Medizintechnik Vertriebs- GmbH Schermaschine Favorita II® Aesculap AG & Co. KG Infrarotlampe Typ LP 1000D® Lister GmbH
Tabelle 12: Spezialutensilien
Art Herkunft
Kaninchentisch Forschungswerkstatt der Medizinischen Hochschule Hannover
Messcomputer Forschungswerkstatt der Medizinischen Hochschule Hannover
Implantate LZH Laser Zentrum Hannover e.V. Cortex Schrauben Stardrive® Ø 2.0 mm self-tapp.,L 10 mm, L12 mm, L 14 mm, Bohrdrähte 15 cm 1,6 mm TR-FL
(TAN) Synthes GmbH Schweiz
Bohrmaschine Synthes GmbH Schweiz 2 Kohlefaserstäbe Ø 3 mm, Länge 45 mm für Mini- Fixateur externe
Synthes GmbH Schweiz
Bohrdrähte Carbon Fibre Rod Ø 3 mm L 20 cm auf 3 cm gekürzt
Forschungswerkstatt der Medizinischen Hochschule Hannover
Tabelle 13: Daten Mikrotom
Art Herkunft
Modell RM 2155 Leica Instruments GmbH D-69229 Nussloch Fabr. Nr. 0587/ 05.1997 Kat.-Nr. 050231619 100/ 120/ 230/240 V- 50- 60 Hz; 340 VA
Tabelle 14: Reagenzien HE-Färbung
Name Hersteller Aufbewahrung
Xylol Fa. Roth Best. Nr.: 9713.2 RT/Gefahrenschrank 2-Propanol Fa. Roth Art. Nr. 9866.3 RT/Gefahrenschrank Hämalaun nach Mayer Fa. Merck Art. Nr.
1.09249.2500 RT
Eosin 1% wässrig (1g Eosin ad 100ml VE Wasser)
Fa. Merck Art.Nr. 1.15935.0025
RT
Eukitt RT/Gefahrenschrank
177
Tabelle 15: Übersicht Verfahrensweise Kaninchen
K-
Nr
T-Nr Op I1 I2 R1 R2 R3 R4 S Bm1 Bm2 Bm3 Bm4 Bm5 Bm6 Bm7 Bm8 E
9 23086 14.10.10
14.10.10
04.11.10
11.11.10
24.11.10
* 02.12.10
28 29016 08.11.10
01.12.10
08.11.10
01.12.10
20.12.10
25.11.10
01.12.10
08.12.10
13.12.10
20.12.10
27.12.10
05.01.11
05.01.11
30 28067 08.11.10
01.12.10
08.11.10
01.12.10
20.12.10
25.11.10
01.12.10
08.12.10
13.12.10
20.12.10
27.12.10
05.01.11
05.01.11
33 22024 13.10.10
13.10.10
11.11.10
24.11.10
* 02.12.10
44 23033 12.10.10
12.10.10
03.11.10
11.11.10
24.11.10
* 02.12.10
53 27070 15.11.10
07.12.10
14.12.10
15.11.10
07.12.10
14.12.10
30.11.10
07.12.10
07.12.10 p.I.
14.12.10
22.12.10
28.12.10
06.01.11
13.01.11
13.01.11
57 25093 08.11.10
08.12.10
08.11.10
01.12.10
08.12.10
22.12.10
24.11.10
01.12.10
08.12.10
08.12.10 p.I.
13.12.10
22.12.10
28.12.10
06.01.11
06.01.11
64 02604/2
15.11.10
07.12.10
07.12.10
07.12.10 Tod RA
30.11.10
07.12.10
07.12.10
07.12.10
66 029037/1
10.11.10
01.12.10
10.11.10
01.12.10
20.12.10
02.12.10 Platte sichtbar
25.11.10
01.12.10
08.12.10
13.12.10
20.12.10
27.12.10
05.01.11
05.01.11
85 27018 15.11.10
15.11.10
07.12.10
22.12.10
Knochen gesplittert
30.11.10
07.12.10
14.12.10
22.12.10
28.12.10
06.01.11
13.01.11
13.01.11
90 23145 10.11.10
07.12.10
10.11.10
07.12.10
19.12.20
Elefantenzäh-ne
25.11.10
07.12.10
07.12.10 p.I.
13.12.10
20.12.10
27.12.10
05.01.11
05.01.11
101 23032 27.09.10
29.09.10
* 27.09.10 Refraktur
29.09.10
150 22014 14.10.10
14.10.10
04.11.10
11.11.10
24.11.10
* 2 zusätzli-che Zug-schrauben
04.11.10
11.11.10
17.11.10
24.11.10
02.12.10
06.12.10
06.12.10
220 23056 13.10.10
13.10.10
04.11.10
11.11.10
24.11.20
* 04.11.10
11.11.10
17.11.10
24.11.10
02.12.10
06.12.10
06.12.10
K-Nr: Kaninchennummer T-Nr: Tätowiernummer OP: Operationsdatum I: Induktionsdatum R: Röntgendatum S: Sonstiges
Bm: Biegesteifigkeitsmessung E: Euthanasie *: unilateraler Fixateur externe
178
Tabelle 16: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 28
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,24 0,18 7,19 0,26 0,15 2,41 0,25 0,12 5,39 0,25 0,14 3,36 0,25 0,11 1,76 0,26 0,14 -3,54 0,26 0,11 -4,32
0,50 0,35 13,72 0,50 0,29 -2,49 0,50 0,20 -1,56 0,50 0,28 -1,76 0,51 0,25 3,70 0,51 0,28 -2,56 0,50 0,26 -0,71
0,75 0,49 16,64 0,77 0,41 -0,93 0,75 0,31 3,60 0,75 0,45 0,75 0,75 0,39 13,11 0,75 0,42 -1,32 0,74 0,39 -0,95
1,01 0,63 14,77 1,01 0,54 2,36 1,00 0,44 0,97 1,02 0,59 5,99 1,01 0,54 15,38 1,01 0,56 4,16 1,01 0,56 -3,24
1,26 0,73 83,10 1,27 0,65 0,47 1,25 0,55 4,70 1,27 0,75 12,11 1,26 0,68 21,17 1,26 0,71 9,48 1,26 0,69 3,77
1,50 0,88 32,17 1,52 0,77 7,62 1,51 0,66 11,09 1,51 0,89 15,08 1,52 0,81 27,24 1,52 0,85 7,48 1,51 0,84 9,92
1,76 1,02 9,18 1,78 0,89 10,46 1,75 0,78 12,60 1,76 1,04 16,59 1,77 0,95 32,31 1,76 0,98 14,48 1,75 0,97 13,64
2,02 1,16 9,77 2,03 0,97 10,13 2,02 0,91 21,86 2,02 1,31 21,17 2,03 1,12 22,17 2,01 1,10 13,03 2,02 1,09 23,57
2,29 1,08 15,23 2,27 1,03 25,83 2,27 1,47 23,71 2,26 1,27 35,41 2,27 1,24 16,13 2,27 1,22 29,02
2,52 1,19 25,56 2,51 1,16 27,42 2,47 1,62 30,31 2,52 1,39 38,58 2,52 1,39 22,66 2,52 1,33 29,04
2,78 1,29 22,17 2,76 1,30 31,44 2,75 1,78 38,18 2,78 1,54 43,94 2,77 1,52 18,84 2,76 1,46 35,31
3,05 1,42 30,87 3,00 1,42 39,43 2,93 1,92 46,49 3,04 1,66 60,31 3,02 1,64 29,93 3,02 1,59 44,11
3,29 1,53 30,12 3,26 1,54 36,70 3,50 2,23 48,52 3,52 1,94 63,82 3,52 1,91 33,90 3,53 1,83 52,00
3,51 1,64 36,51 4,01 2,54 58,68 4,06 2,24 72,06 4,04 2,19 44,38 4,05 2,13 61,73
4,04 1,88 44,59 4,55 2,54 80,76 4,54 2,48 54,24 4,55 2,39 74,74
5,02 2,83 96,79 5,05 2,74 60,97 5,06 2,63 80,19
5,54 2,99 73,13 5,56 2,80 100,22
6,04 3,27 76,24 6,07 3,13 112,78
6,56 3,40 123,03
7,07 3,67 138,41
7. Messung (05.01.2011)1. Messung (25.11.2010) 2. Messung 01.12.2010) 3. Messung (08.12.2010) 4. Messung (13.12.2010) 5. Messung (20.12.2010) 6. Messung (27.12.2010)
179
Tabelle 17: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 30
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,25 0,15 -78,56 0,24 0,23 -8,82 0,25 0,13 5,50 0,26 0,13 15,60 0,24 0,14 7,22 0,25 0,19 2,32 0,25 0,18 1,26
0,51 0,34 -86,33 0,50 0,48 -3,58 0,49 0,27 15,60 0,50 0,25 20,91 0,50 0,32 10,36 0,51 0,36 0,29 0,49 0,37 3,66
0,76 0,50 -7,17 0,75 0,66 1,17 0,75 0,39 18,59 0,77 0,37 26,81 0,75 0,46 16,26 0,76 0,54 2,68 0,74 0,53 13,47
1,02 0,63 1,68 1,01 0,86 16,77 1,01 0,52 23,71 1,02 0,53 61,50 1,01 0,57 25,25 1,02 0,68 0,86 1,00 0,71 10,58
1,27 0,75 1,31 1,26 1,03 49,96 1,27 0,65 30,19 1,24 0,65 47,40 1,26 0,72 27,31 1,26 0,83 -1,97 1,24 0,88 15,62
1,52 0,88 -5,41 1,52 1,22 62,43 1,52 0,78 30,82 1,51 0,78 91,75 1,50 0,87 37,57 1,51 0,97 4,43 1,50 1,03 16,03
1,75 1,02 20,13 1,77 1,39 64,26 1,77 0,91 34,34 1,77 0,92 106,78 1,76 1,02 37,31 1,76 1,10 6,02 1,75 1,16 21,57
2,01 1,17 50,13 2,03 1,57 66,43 2,02 1,03 42,42 1,95 1,04 76,29 2,03 1,20 49,10 2,03 1,24 1,54 2,01 1,36 23,05
2,28 1,74 51,29 2,27 1,14 40,60 2,20 1,18 134,17 2,26 1,34 52,25 2,26 1,39 7,04 2,26 1,51 24,10
2,53 1,91 68,15 2,53 1,26 47,69 2,48 1,32 148,43 2,51 1,50 57,58 2,51 1,54 10,04 2,51 1,70 26,07
2,77 2,08 76,07 2,78 1,39 50,90 2,67 1,45 176,82 2,76 1,66 60,38 2,78 1,68 11,69 2,76 1,88 29,95
3,03 2,26 72,20 3,03 1,52 56,80 3,03 1,56 171,21 3,02 1,82 64,31 3,04 1,82 14,81 3,02 2,06 34,67
3,54 2,61 81,02 3,27 1,65 59,85 3,52 1,83 154,22 3,51 2,12 71,06 3,53 2,11 23,71 3,52 2,41 34,77
4,02 2,12 175,08 4,03 2,41 80,25 4,04 2,42 25,47 4,04 2,81 38,11
4,53 2,70 87,00 4,55 2,70 40,11 4,53 3,16 40,31
5,02 3,03 94,93 5,04 3,04 51,17 5,04 3,47 42,33
5,55 3,37 58,87 5,53 3,79 50,44
6,05 3,70 67,84 6,05 4,17 53,00
6,55 4,51 52,17
7,04 4,83 54,51
1. Messung (25.11.2010) 2. Messung (01.12.2010) 3. Messung (08.12.2010) 4. Messung (13.12.2010) 5. Messung (20.12.2010) 6. Messung (27.12.2010) 7. Messung (05.01.2011)
180
Tabelle 18: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 53
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]Gewicht [g]Kraft [N] Weg [µm]
0,25 0,12 -12,18 0,27 0,07 3,05 0,27 0,08 -1,66 0,25 0,08 13,36 0,25 0,11 -1,92 0,25 0,09 -0,78 0,25 0,08 3,70 0,24 0,11 2,02
0,50 0,18 6,73 0,51 0,19 16,40 0,53 0,15 55,44 0,52 0,20 54,85 0,50 0,21 2,00 0,49 0,19 -0,44 0,52 0,22 10,77 0,50 0,22 3,78
0,74 0,24 -11,14 0,75 0,27 41,91 0,79 0,23 1,22 0,79 0,28 62,79 0,74 0,31 3,70 0,75 0,28 -1,44 0,78 0,33 13,74 0,76 0,32 5,27
1,03 0,31 6,26 1,01 0,36 21,62 1,07 0,27 64,21 1,28 0,45 71,16 1,01 0,47 1,66 1,02 0,39 2,24 1,03 0,46 13,38 1,03 0,44 5,02
1,25 0,39 0,95 1,26 0,47 30,24 1,32 0,33 27,41 1,54 0,54 74,73 1,25 0,56 5,39 1,25 0,50 5,70 1,28 0,58 15,69 1,27 0,55 8,67
1,51 0,48 13,75 1,53 0,59 6,58 1,57 0,41 15,69 1,80 0,63 72,42 1,52 0,67 2,92 1,51 0,60 2,56 1,55 0,70 17,66 1,52 0,67 8,77
1,76 0,57 8,11 1,77 0,70 43,20 1,83 0,48 75,51 2,05 0,73 79,47 1,77 0,76 5,53 1,75 0,71 0,73 1,79 0,81 17,32 1,76 0,77 11,40
2,01 0,66 7,77 2,01 0,81 16,10 2,08 0,56 89,97 2,29 0,82 73,17 2,02 0,88 7,77 2,01 0,82 6,28 2,06 0,81 18,86 2,02 0,87 9,43
2,28 0,91 17,77 2,35 0,65 89,80 2,56 0,91 57,63 2,27 0,99 13,01 2,27 0,92 7,87 2,32 0,91 15,43 2,26 0,95 20,57
2,52 1,02 25,12 2,61 0,77 92,47 2,81 1,02 79,08 2,50 1,11 9,31 2,52 1,03 0,08 2,57 1,04 26,37 2,52 1,10 18,16
2,78 1,13 21,56 3,12 0,99 99,22 3,05 1,10 78,59 2,76 1,22 17,30 2,76 1,14 9,51 2,78 1,15 23,98 2,77 1,20 17,96
3,03 1,24 41,94 3,32 1,22 57,71 3,00 1,32 18,94 3,03 1,27 4,83 3,08 1,30 27,92 3,03 1,31 19,11
3,54 1,47 57,49 3,58 1,32 30,80 3,52 1,55 19,96 3,53 1,48 11,04 3,60 1,53 31,87 3,53 1,54 27,78
3,83 1,43 74,22 4,01 1,70 29,78 4,03 1,73 15,74 4,10 1,72 43,35 4,02 1,77 28,56
4,09 1,54 52,76 4,53 2,00 33,67 4,54 1,94 18,59 4,60 1,96 40,36 4,54 2,01 40,96
5,03 2,23 37,48 5,04 2,24 22,69 5,10 2,23 50,18 5,03 2,27 47,18
5,54 2,51 35,89 5,62 2,49 52,32 5,53 2,53 50,81
6,04 2,77 38,31 6,13 2,73 62,73 6,03 2,78 54,10
6,54 3,02 60,75
7,04 3,29 64,04
6. Messung (06.01.2011) 7. Messung (13.01.2011)1. Messung (30.11.2010) 2. Messung (07.12.2010) 2. Messung (07.12.2010 p.I.) 3. Messung (14.12.2010) 4. Messung (22.12.2010) 5. Messung (28.12.2010)
181
Tabelle 19: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 57
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]Gewicht [g]Kraft [N] Weg [µm]
0,28 1,00 -4215,83 0,24 0,13 380,60 0,26 0,15 36,75 0,28 0,14 -0,27 0,25 0,11 -0,25 0,25 0,13 10,48 0,25 0,15 -1,26 0,25 0,13 4,16
0,52 1,23 -4201,00 0,50 0,25 280,01 0,52 0,25 19,47 0,54 0,29 0,37 0,50 0,22 9,92 0,50 0,25 19,28 0,54 0,26 -7,09 0,50 0,26 8,09
0,78 1,38 -4185,98 0,74 0,37 394,40 0,76 0,37 15,84 0,81 0,41 40,86 0,77 0,33 22,74 0,75 0,41 38,77 0,77 0,40 -0,07 0,75 0,40 8,38
1,02 1,54 -4167,42 1,00 0,51 94,43 1,05 0,51 -2,27 1,08 0,56 56,97 1,01 0,51 9,29 1,01 0,53 100,74 1,03 0,52 -3,66 1,01 0,54 18,91
1,28 1,65 -4139,80 1,25 0,65 101,81 1,20 0,62 -9,14 1,34 0,69 8,33 1,26 0,61 14,65 1,25 0,66 33,94 1,29 0,65 -4,85 1,25 0,68 21,96
1,54 1,79 -4130,96 1,50 0,78 99,28 1,54 0,75 -7,87 1,64 0,82 3,14 1,51 0,74 12,26 1,50 0,82 54,65 1,55 0,78 4,56 1,50 0,80 23,35
1,79 1,95 -4119,87 1,75 0,90 82,29 1,79 0,85 14,25 1,84 0,94 11,87 1,77 0,85 21,78 1,77 0,95 49,71 1,80 0,89 7,68 1,76 0,94 29,73
2,04 2,09 -4107,45 2,02 1,03 91,80 2,07 1,03 64,53 2,17 1,09 41,33 2,02 0,94 43,35 2,02 1,04 54,32 2,06 1,04 2,15 2,01 1,19 20,35
2,29 2,26 -4093,02 2,27 1,17 93,16 2,30 1,17 76,05 2,67 1,35 54,32 2,28 1,05 37,91 2,27 1,17 61,50 2,32 1,18 9,12 2,26 1,34 35,23
2,51 1,29 100,34 2,56 1,29 32,53 2,87 1,47 24,73 2,52 1,18 43,93 2,51 1,30 66,89 2,57 1,34 7,19 2,51 1,48 26,86
2,72 1,43 108,59 2,75 1,44 66,64 3,14 1,59 50,03 2,77 1,30 51,42 2,78 1,43 77,44 2,82 1,47 10,52 2,76 1,63 24,85
3,06 1,57 106,66 3,07 1,60 76,96 3,03 1,41 50,54 3,04 1,57 77,56 3,09 1,65 12,09 3,01 1,83 41,93
3,52 1,83 124,15 3,31 1,75 83,05 3,52 1,64 65,89 3,53 1,83 95,98 3,58 1,94 19,35 3,51 2,13 50,34
4,02 2,09 198,67 3,56 1,92 84,55 4,03 1,90 82,39 4,02 2,09 145,18 4,11 2,27 18,47 4,01 2,38 52,29
4,54 2,34 119,52 4,62 2,57 29,97 4,52 2,68 57,26
5,04 2,58 162,53 5,11 2,87 29,17 5,02 3,00 61,21
5,62 3,17 36,68 5,53 3,31 69,04
6,11 3,46 31,87 6,02 3,59 72,91
6,53 3,89 77,61
7,03 4,20 79,07
1. Messung (24.11.2010) 2. Messung (01.12.2010) 3. Messung (08.12.2010) 3. Messung (08.12.2010 p.I.) 4. Messung (13.12.2010) 5. Messung (22.12.2010) 6. Messung (28.12.2011) 7. Messung (06.01.2011)
182
Tabelle 20: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 64
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,26 0,15 10,43 0,25 0,11 2,70 0,25 0,14 5,50
0,50 0,29 16,77 0,50 0,23 3,63 0,51 0,30 1,51
0,74 0,43 17,66 0,75 0,36 8,53 0,75 0,44 12,55
1,02 0,58 23,59 1,00 0,45 9,67 0,99 0,62 24,64
1,26 0,72 35,65 1,23 0,57 15,64 1,25 0,76 27,83
1,51 0,87 43,79 1,51 0,68 19,13 1,52 0,91 21,59
1,76 1,01 46,76 1,75 0,78 20,08 1,75 1,05 23,42
2,00 1,15 47,11 2,02 0,84 31,38 2,01 1,16 30,02
2,27 0,92 35,51 2,25 1,29 29,76
2,54 1,04 40,33 2,50 1,44 31,48
2,78 1,16 42,01 2,75 1,58 44,57
3,04 1,26 48,81 3,01 1,73 53,31
3,28 1,35 49,88 4,02 2,29 71,25
3,53 1,46 58,34 4,50 2,55 78,44
5,01 2,83 91,67
1. Messung (30.11.2010) 2. Messung (07.12.2010) 2. Messung (07.12.2010 p.I.)
183
Tabelle 21: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 66
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,25 0,09 -3917,84 0,26 0,16 35,73 0,26 0,11 -3,32 0,26 0,22 -6,07 0,25 0,18 2,44 0,25 0,15 -0,51 0,25 0,11 -0,53
0,48 0,20 -3915,06 0,51 0,29 16,16 0,51 0,22 1,81 0,52 0,36 1,78 0,51 0,36 6,14 0,52 0,32 -0,51 0,52 0,25 1,29
0,74 0,32 -3903,20 0,76 0,43 15,25 0,75 0,34 1,26 0,75 0,49 3,48 0,75 0,54 8,94 0,76 0,47 5,99 0,74 0,41 1,27
0,99 0,44 -3884,31 1,00 0,56 -6,94 1,02 0,50 0,59 1,02 0,61 7,63 1,00 0,70 19,74 1,02 0,62 8,95 1,00 0,52 2,36
1,25 0,56 -3880,90 1,27 0,71 -8,12 1,26 0,63 6,56 1,26 0,75 10,92 1,25 0,89 24,59 1,25 0,78 9,74 1,25 0,65 4,07
1,51 0,82 1,44 1,52 0,77 14,53 1,51 0,90 20,59 1,50 1,06 26,10 1,51 1,08 14,31 1,50 0,76 9,85
1,76 0,95 4,17 1,77 0,90 13,58 1,76 1,04 27,12 1,76 1,24 34,63 1,75 1,18 14,18 1,75 0,91 12,08
2,03 1,10 3,44 2,03 1,03 17,76 2,03 1,23 35,87 2,00 1,41 31,73 2,02 1,33 16,28 2,02 1,09 14,69
2,28 1,24 2,26 2,27 1,16 25,51 2,28 1,36 39,58 2,25 1,57 42,20 2,27 1,46 21,61 2,26 1,23 18,49
2,54 1,39 5,63 2,53 1,31 27,53 2,50 1,51 45,54 2,50 1,72 57,10 2,50 1,59 19,84 2,52 1,37 23,68
2,79 1,53 3,78 2,77 1,45 32,12 2,77 1,63 52,07 2,75 1,90 48,39 2,78 1,72 17,10 2,76 1,52 32,16
3,04 1,68 6,09 3,02 1,57 34,67 3,03 1,77 57,38 3,02 2,06 56,24 3,03 1,86 24,54 3,03 1,67 30,90
3,54 1,96 14,01 3,53 2,03 70,13 3,51 2,41 67,50 3,53 2,11 31,17 3,53 1,96 35,60
4,04 2,24 19,10 4,04 2,31 84,33 4,01 2,79 78,13 4,05 2,35 37,29 4,03 2,28 49,17
4,51 3,13 104,29 4,55 2,62 39,60 4,53 2,58 65,23
5,02 3,47 103,51 5,05 2,90 48,59 5,04 2,87 70,91
5,55 3,16 53,00 5,53 3,16 77,18
6,05 3,40 53,88 6,05 3,47 89,92
6,55 3,77 93,70
7,06 4,05 99,93
4. Messung (13.12.2010) 5. Messung (20.12.2010) 6. Messung (27.12.2010) 7. Messung (05.01.2011)1. Messung (25.11.2010) 2. Messung (01.12.2010) 3. Messung (08.12.2010)
184
Tabelle 22: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 85
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,25 0,17 -3469,67 0,01 0,08 9,70 0,25 0,11 -0,46 0,25 0,14 18,16 0,25 0,10 6,44 0,25 0,12 -15,79 0,25 0,10 -4,51
0,49 0,27 -3434,01 0,50 0,15 20,11 0,53 0,21 7,04 0,50 0,26 8,63 0,50 0,22 5,60 0,50 0,24 -10,18 0,51 0,21 3,38
0,75 0,36 -3366,95 0,74 0,24 48,74 0,79 0,32 15,81 0,74 0,38 1,85 0,75 0,33 6,53 0,75 0,34 -9,82 0,76 0,31 -4,10
1,00 0,51 -3282,94 1,00 0,31 89,53 1,56 0,65 15,30 1,00 0,51 2,76 1,01 0,44 9,68 1,01 0,49 1,37 1,03 0,43 8,34
1,26 0,62 -3209,90 1,80 0,75 15,67 1,25 0,65 10,23 1,25 0,56 14,60 1,26 0,61 1,51 1,26 0,56 -1,03
1,51 0,73 -3122,13 2,06 0,85 19,16 1,49 0,77 8,55 1,50 0,66 17,21 1,50 0,74 5,04 1,54 0,66 8,38
1,77 0,86 -3028,32 2,30 0,96 22,52 1,70 0,87 9,57 1,75 0,76 18,94 1,75 0,88 2,34 1,78 0,77 1,65
2,00 1,02 -2946,64 2,31 0,91 25,41 2,00 1,00 11,35 2,01 0,89 20,30 2,01 0,99 3,80 2,04 0,88 18,35
2,57 1,02 30,05 2,26 1,12 14,79 2,27 1,00 26,53 2,27 1,10 -14,70 2,28 1,01 18,62
2,82 1,13 27,61 2,51 1,25 15,98 2,52 1,09 26,12 2,51 1,21 -7,12 2,55 1,14 5,51
3,06 1,23 36,68 2,75 1,36 24,90 2,76 1,19 25,17 2,76 1,35 -10,63 2,79 1,25 3,95
3,00 1,47 25,34 3,03 1,32 28,00 3,03 1,48 -7,50 3,05 1,34 10,91
3,47 1,71 29,88 3,52 1,55 37,43 3,51 1,72 2,22 3,55 1,54 16,35
3,99 1,88 32,65 4,04 1,76 37,94 4,02 1,93 0,20 4,06 1,78 13,86
4,50 2,12 39,69 4,54 2,02 51,76 4,54 2,16 2,36 4,55 1,99 19,54
4,96 2,35 45,59 5,04 2,28 58,78 5,04 2,41 10,75 5,07 2,16 21,32
5,56 2,54 65,41 5,54 2,64 -0,12 5,58 2,40 23,61
6,06 2,82 75,27 6,04 2,88 10,91 6,09 2,63 28,66
6,60 2,85 31,24
7,10 3,07 33,67
7. Messung (13.01.2011)1. Messung (30.11.2010) 2. Messung (07.12.2010) 3. Messung (14.12.2010) 4. Messung (22.12.2010) 5. Messung (28.12.2010) 6. Messung (06.01.2011)
185
Tabelle 23: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 90
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,24 0,22 -7,14 0,24 0,18 4,09 0,25 0,12 -9,74 0,25 0,18 9,24 0,26 0,17 -2,53 0,26 0,19 6,41 0,25 0,15 4,44
0,48 0,41 -11,79 0,50 0,35 4,27 0,51 0,27 -8,26 0,50 0,35 20,13 0,53 0,35 5,48 0,50 0,36 8,62 0,50 0,29 6,24
0,74 0,56 -5,12 0,76 0,50 8,24 0,77 0,40 -5,97 0,75 0,52 27,64 0,80 0,53 11,72 0,76 0,50 15,03 0,75 0,43 11,13
1,00 0,73 -41,03 0,99 0,62 11,16 1,03 0,55 0,95 1,02 0,71 37,09 1,08 0,73 20,00 1,03 0,70 20,39 1,02 0,59 11,89
1,23 0,84 -50,51 1,24 0,73 13,74 1,29 0,69 13,74 1,27 0,89 46,32 1,35 0,90 28,12 1,28 0,86 19,49 1,27 0,73 13,30
1,50 0,98 -35,50 1,50 0,89 21,13 1,54 0,80 9,09 1,52 1,06 56,83 1,62 1,07 36,58 1,53 1,01 27,46 1,52 0,87 14,70
1,74 1,14 -38,99 1,75 0,98 27,39 1,79 0,91 9,04 1,78 1,23 68,81 1,88 1,25 45,77 1,81 1,16 31,05 1,77 1,01 17,08
2,01 1,30 -49,52 2,00 1,09 27,03 1,81 0,91 6,56 2,06 1,39 81,76 2,16 1,43 48,74 2,06 1,29 34,33 2,05 1,17 24,46
2,24 1,20 32,31 2,07 1,12 17,71 2,27 1,55 89,07 2,40 1,61 57,82 2,31 1,43 37,35 2,30 1,28 21,45
2,50 1,32 38,96 2,29 1,23 16,59 2,53 1,71 91,45 2,66 1,78 68,26 2,55 1,55 43,82 2,55 1,41 26,61
2,75 1,44 40,65 2,52 1,36 17,84 2,80 1,85 103,15 2,92 1,96 74,01 2,82 1,70 49,83 2,80 1,54 27,39
3,02 1,59 43,91 2,82 1,42 22,98 3,06 2,01 110,07 3,19 2,14 81,93 3,08 1,84 49,74 3,06 1,65 29,31
3,52 1,81 51,78 3,09 1,54 26,93 3,55 2,30 127,56 3,70 2,49 98,62 3,59 2,15 61,36 3,57 1,91 32,00
4,00 2,04 67,81 3,59 1,81 32,63 4,04 2,59 140,09 4,72 3,19 132,10 4,12 2,46 69,82 4,07 2,23 41,77
4,52 2,32 66,23 4,09 2,05 56,78 4,61 2,76 77,37 4,56 2,49 47,42
5,05 2,58 78,34 5,14 3,05 86,43 5,06 2,77 51,13
5,63 3,34 97,23 5,57 3,05 64,21
6,08 3,32 66,47
6,58 3,62 81,65
7,08 3,90 89,80
1. Messung (25.11.2010) 3. Messung (07.12.2010) 3. Messung (07.12.2010 p.I.) 4. Messung (13.12.2010) 5. Messung (20.12.2010) 6. Messung (27.12.2010) 7. Messung (05.01.2011)
186
Tabelle 24: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 150
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,27 0,69 21,93 0,27 0,15 27,37 0,25 0,13 18,54 0,24 0,13 21,88
0,54 0,13 -3401,97 0,47 -0,39 -1415,63 0,52 0,40 64,84 0,51 0,24 50,18 0,50 0,25 36,65
0,79 0,24 -3398,53 0,74 -0,20 -1367,92 0,78 0,83 -664,15 0,77 0,60 66,72 0,74 0,36 49,49 0,74 0,37 17,25
1,05 0,35 -1185,38 0,98 -0,08 -1334,29 1,02 0,95 -644,58 1,03 0,78 71,52 1,02 0,47 95,38 1,01 0,48 42,37
1,29 0,46 -3223,65 1,26 0,03 -1293,84 1,30 1,04 -622,41 1,28 0,60 101,84 1,25 0,59 29,93
1,49 0,15 -1269,18 1,54 1,15 -606,49 1,51 0,71 139,82 1,50 0,71 49,23
1,76 0,27 -1237,33 1,82 1,26 -594,68 1,77 0,82 132,44 1,75 0,81 61,12
2,00 0,39 -1204,90 2,08 1,37 -575,16 2,03 0,95 124,45 2,01 0,91 75,88
2,26 0,51 -1163,79 2,37 1,49 -552,28 2,28 1,06 131,13 2,26 1,04 83,41
2,60 1,59 -530,76 2,53 1,20 150,20 2,52 1,17 86,09
2,86 1,69 -510,36 2,77 1,31 165,82 2,77 1,29 104,78
3,39 1,90 -463,24 3,03 1,43 165,56 3,01 1,41 123,18
3,65 2,01 -436,74 3,53 1,66 224,79 3,52 1,65 121,91
3,90 2,11 -418,45 4,04 1,90 254,57 4,04 1,86 210,51
4,15 2,22 -392,66 4,54 2,12 279,33 4,52 2,08 198,43
4,41 2,32 -382,63 5,05 2,36 297,46 5,02 2,32 272,36
5,42 2,74 -300,19 5,54 2,59 342,08 5,53 2,54 300,33
5,93 2,96 -236,30 6,05 2,86 378,48 6,01 2,78 227,37
6,44 3,18 -191,12 6,53 3,11 406,90 6,51 3,01 259,44
7,11 3,37 -123,28 7,04 3,34 434,60 7,00 3,24 282,59
7,46 3,56 -67,92 7,51 3,46 350,34
7,97 3,74 -37,01 8,02 3,69 367,47
6. Messung (06.12.2010)1. Messung (04.11.2010) 2. Messung (11.11.2010) 3. Messung (17.11.2010) 4. Messung (24.11.2010) 5. Messung (02.12.2010)
187
Tabelle 25: Messwerte Biegesteifigkeit Tier Nr. 220
Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm] Gewicht [g] Kraft [N] Weg [µm]
0,30 2,31 4149,62 0,25 0,09 -146,01 0,28 0,82 -4943,90 0,19 0,78 -2320,74 0,27 0,17 18,88 0,27 0,13 49,51
0,55 2,42 4165,39 0,51 0,28 -108,65 0,53 0,98 -4951,16 0,42 0,95 -2296,45 0,51 0,30 38,40 0,52 0,21 62,24
0,81 2,56 4180,24 0,76 0,42 -90,79 0,78 1,46 -4787,12 0,68 1,10 -2291,24 0,76 0,40 62,67 0,76 0,32 71,98
1,04 2,66 4180,58 1,03 0,55 -60,17 1,04 1,61 -4768,09 0,93 1,28 -2272,45 1,04 0,55 75,23 1,02 0,41 83,21
1,33 2,78 4188,00 1,28 0,64 -42,99 1,29 1,73 -4763,99 1,17 1,41 -2260,82 1,28 0,66 75,03 1,28 0,50 95,50
1,61 2,92 4194,71 1,54 0,73 -15,72 1,57 1,28 -5099,24 1,42 1,61 -2251,22 1,53 0,79 78,34 1,52 0,58 104,41
1,84 3,03 4202,43 1,79 0,70 1,41 1,84 1,38 -5074,97 1,94 1,90 -2221,99 1,78 0,88 64,67 1,77 0,67 114,43
2,09 1,48 -5066,47 2,24 2,13 -2212,51 2,05 1,13 95,77 2,01 0,71 117,36
2,34 1,58 -5044,92 2,97 2,54 -2176,37 2,30 1,25 104,17 2,25 0,80 129,66
2,59 1,67 -5028,77 3,48 2,84 -2145,01 2,55 1,36 116,45 2,49 0,89 143,80
2,85 1,78 -5007,69 4,00 3,12 -2118,74 2,80 1,49 125,62 2,73 0,98 161,24
3,10 1,90 -4999,90 4,51 3,42 -2095,05 3,06 1,62 126,23 3,01 1,08 172,28
3,60 2,09 -4955,25 5,02 3,72 -2065,69 3,57 1,85 139,56 3,50 1,26 198,99
4,10 2,29 -4936,17 5,51 4,00 -2039,83 4,06 2,12 150,04
4,63 2,48 -4895,97 6,02 4,31 -2010,37 4,55 2,33 170,99
5,11 2,67 -4852,50 6,52 4,50 -1972,53 5,06 2,54 184,44
5,63 2,87 -4817,26 7,03 4,82 -1945,06 5,57 2,74 202,40
6,15 3,20 -4765,31 7,54 5,11 -1913,58 6,09 2,96 220,84
6,65 3,40 -4712,13 8,04 5,43 -1892,45 6,59 3,26 256,45
7,15 3,53 -4667,59 8,55 5,70 -1854,12 7,08 3,53 295,15
7,65 3,73 -4622,73 9,06 6,01 -1826,83
8,15 3,98 -4598,61 9,55 6,25 -1793,03
8,66 4,16 -4558,13 10,05 6,57 -1756,61
9,15 4,39 -4515,81
9,66 4,59 -4467,87
10,15 4,79 -4410,02
6. Messung (06.12.2010)1. Messung (04.11.2010) 2. Messung (11.11.2010) 3. Messung (17.11.2010) 4. Messung (24.11.2010) 5. Messung (02.12.2010)
188
Tabelle 26: Übersicht c-Biegung in N/µm
15-17 T. p. OP 22-23 T p. OP 28-30 T p. OP 33-37 T p. OP 40-43 T p. OP 47-52 T p. OP 56-59 T p. OP
K 28 0,0014 0,0164 0,0137 0,0163 0,0099 0,0185 0,0118
K 30 0,0071 0,0069 0,0054 0,0025 0,0077 0,0279 0,0209
K 53 0,1429 0,0833 0,0714 0,0667 0,0588 0,0588 0,0526
K 57 0,0000 -0,0009 0,0057 0,0075 0,0040 0,0451 0,0144
K 64 0,0046 0,0072
K 66 -0,0001 0,0462 0,0516 0,0326 0,0359 0,0684 0,0437
K 85 0,0002 -0,0039 -0,0053 -0,0414 -0,0280 0,0619 -0,0582
K 90 -0,0047 0,0100 0,0044 0,0084 0,0123 0,0161
K 150 0,0001 0,0009 0,0007 0,0020 0,0025
K 220 -0,7623 -1,0388 -1,0397 -0,7952 -0,9460
T p. OP = Tage post Operation
K = Kaninchen
189
Tabelle 27: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 1
Kaninchen 9 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 1,00 1,00 0,50 0,63
Frakturspalt 0,50 0,20 0,10 0,10 0,23
Kaudal 0,00 1,00 1,00 1,00 0,75
Bohrdrähte 0,00 0,00 0,00 0,00 0,00
Mittelwerte 0,13 0,55 0,53 0,40 0,40
Kaninchen 33 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 1,00 1,00 0,50 0,63
Frakturspalt 0,20 1,00 0,10 0,00 0,33
Kaudal 0,00 1,00 0,00 0,00 0,25
Bohrdrähte 0,00 0,00 0,00 0,00 0,00
Mittelwerte 0,05 0,75 0,28 0,13 0,30
Kaninchen 44 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 0,50 0,50 0,33
Frakturspalt 0,00 0,50 0,00 0,17
Kaudal 0,00 2,00 1,00 1,00
Bohrdrähte 0,00 0,00 2,00 0,67
Mittelwerte 0,00 0,75 0,88 0,54
Kaninchen 150 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 0,50 0,50 0,50 0,38
Frakturspalt 1,00 0,50 0,50 0,00 0,50
Kaudal 0,00 2,00 3,00 3,00 2,00
Bohrdrähte 0,00 2,00 2,00 2,00 1,50
Mittelwerte 0,25 1,25 1,50 1,38 1,09
Kaninchen 220 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 1,00 0,00 0,00 1,00
Frakturspalt 0,20 1,00 1,00 0,00 2,20
Kaudal 0,00 -1,00 1,00 0,00 0,00
Bohrdrähte 0,00 1,00 0,00 0,00 1,00
Mittelwerte 0,05 0,50 0,50 0,00 1,05
190
Tabelle 28: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 2
Kaninchen 28 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 0,50 p. I. 0,25
Frakturspalt 1,00 1,00 1,00
Kaudal 0,00 1,00 0,50
Bohrdrähte 0,00 0,00 0,00
Mittelwerte 0,25 0,63 0,44
Kaninchen 30 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 0,00 -1,00 -0,33
Frakturspalt 0,20 0,00 0,00 0,07
Kaudal 0,00 0,00 0,00 0,00
Bohrdrähte 0,00 1,00 1,00 0,67
Mittelwerte 0,05 0,25 0,00 0,10
Kaninchen 53 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 1,00 1,00 0,67
Frakturspalt 0,00 0,50 0,20 0,23
Kaudal 0,00 0,50 0,00 0,17
Bohrdrähte 0,00 0,00 0,00 0,00
Mittelwerte 0,00 0,50 0,30 0,27
Kaninchen 57 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 0,00 fehlt, Fotolabor 0,00
Frakturspalt 1,00 0,00 0,50
Kaudal 0,00 1,00 0,50
Bohrdrähte 0,00 2,00 1,00
Mittelwerte 0,25 0,75 0,50
Kaninchen 64 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 Verstorben 0,00
Frakturspalt 0,50 0,50
Kaudal 0,00 0,00
Bohrdrähte 2,00 2,00
Mittelwerte 0,63 0,63
Kaninchen 66 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 0,50 0,00 0,17
Frakturspalt 0,00 0,20 0,00 0,07
Kaudal 0,00 0,00 0,00 0,00
Bohrdrähte 0,00 1,00 0,00 0,33
Mittelwerte 0,00 0,43 0,00 0,14
191
Tabelle 29: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 2
Tabelle 30: Auswertung Röntgen Versuchsgruppe 3
Tabelle 31: Übersicht Röntgenauswertung
Kaninchen 90 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 -1,00 0,00 -0,33
Frakturspalt 0,50 0,50 0,00 0,33
Kaudal 0,00 2,00 1,00 1,00
Bohrdrähte 0,00 0,50 0,00 0,17
Mittelwerte 0,13 0,50 0,25 0,29
Kaninchen 85 Röntgen 1 Röntgen 2 Röntgen 3 Röntgen 4 Mittelwerte
Kranial 0,00 0,00 0,00 0,00
Frakturspalt 1,00 1,50 1,00 1,17
Kaudal 0,00 0,00 0,00 0,00
Bohrdrähte 0,00 0,00 0,00 0,00
Mittelwerte 0,25 0,38 0,25 0,29
Kaninchen 9 33 44 150 220 28 30 53 57 64 66 90 85
Kranial 0,625 0,625 0,333 0,375 1,000 0,250 -0,333 0,667 0,000 0,000 0,167 -0,333 0,000
Frakturspalt 0,225 0,325 0,167 0,500 2,200 1,000 0,067 0,233 0,500 0,500 0,067 0,333 1,167
Kaudal 0,750 0,250 1,000 2,000 0,000 0,500 0,000 0,167 0,500 0,000 0,000 1,000 0,000
Bohrdraht 0,000 0,000 0,667 1,500 1,000 0,000 0,667 0,000 1,000 2,000 0,333 0,167 0,000
Gesamt 0,400 0,300 0,542 1,094 1,050 0,438 0,100 0,267 0,500 0,625 0,142 0,292 0,292
192
193
Danksagung
Mein herzlicher Dank gilt Dr. med. Christian Müller für die Bereitstellung des Themas und
die wissenschaftliche Betreuung dieser Dissertation. Ebenso bedanke ich mich bei Herrn Prof.
Dr. Michael Fehr für die Übernahme des Erstgutachtens. Ein weiterer Dank gilt Frau PD Dr.
Anke Schnapper für ihre Unterstützung.
Ganz besonders bedanke ich mich bei Ronny Pfeifer für die technische Hilfe bei der Durch-
führung der Induktion. Bei der histologischen Aufarbeitung der Präparate unterstützen mich
Elmar Willbold und Mattias Reebmann, die mir hilfsbereit zur Seite standen. Weiterhin
möchte ich mich bei Dr. Janin Reifenrath und Dr. Silke Besdo bedanken, die mir bereits im
Vorfeld der Dissertation einen Einblick in die kommende Aufgabe gewährten. Ein weiterer
Dank gilt Gian Luigi Angrisani am PZH für die Unterstützung im Bereich des µ-CT`s.
Außerdem möchte ich mich bei den Mitarbeitern des Zentralen Tierlabors und Prof. Dr. Otto
bedanken. Stets hatte ich helfende Hände bei der Durchführung der Studie zur Seite.
Mein größter Dank gilt meiner Familie, die mich auch in schwierigen Momenten immer un-
terstützt und am Gelingen dieser Arbeit einen großen Anteil hat.