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Tierärztliche Hochschule Hannover
Beeinflussung der Knochenheilung durch Implantate mit variabler Steifigkeit
auf Basis von Formgedächtnislegierungen: Untersuchung der Steifigkeitsände-
rung und deren Auswirkung auf die Frakturheilung durch kontaktfreie
elektromagnetische Induktion im Schafsmodell
INAUGURAL-DISSERTATION
Zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin
-Doctor medicinae veterinariae-
(Dr. med. vet.)
Vorgelegt von
Inken Determann
Karlsruhe
Hannover, 2016
Wissenschaftliche Betreuer: 1. Univ. - Prof. Dr. med. vet. Michael Fehr Klinik für Kleintiere, Tierärztliche Hochschule Hannover
2. Priv.- Doz. Dr. med. Christian W. Müller
Unfallchirurgische Klinik, Medizinische
Hochschule Hannover
3. Dr. med. Sebastian Decker
Unfallchirurgische Klinik, Medizinische
Hochschule Hannover
1. Gutachter: Univ. - Prof. Dr. med. vet. Michael Fehr
2. Gutachter: Univ. - Prof. Dr. med. vet Peter Stadler
Tag der mündlichen Prüfung: 11.05.2016
Diese Dissertation entstand im Rahmen des Sonderforschungsbereichs 599 der
Deutschen Förderungsgemeinschaft (DFG), Teilprojekt D10 „Zukunftsfähige biore-
sorbierbare und permanente Implantate aus metallischen und keramischen Werk-
stoffen“.
Für meine Familie
Inhaltsverzeichnis
1 Einleitung ....................................................................................................................... 7
2 Literaturübersicht...........................................................................................................10
2.1 Die Physiologie der Knochenheilung ......................................................................10
2.2 Ursachen, Klassifikation und Behandlungsmethoden von ........................................
Knochenheilungsstörungen ....................................................................................13
2.3 Methoden der Osteosynthese ................................................................................16
2.4 Die Eignung von Nickel-Titan-Implantaten zur Frakturbehandlung .........................19
2.5 Der Einfluss des biomechanischen Umfelds auf die Fraktur ...................................22
2.6 Vorarbeiten zur Entwicklung des Nitinol-Implantats ................................................23
3 Material und Methoden ..................................................................................................26
3.1 Material ..................................................................................................................26
3.1.1 Geräte, Medikamente und Verbrauchsmaterialien ...........................................26
3.1.2 Herstellung und Eigenschaften der Implantate ................................................29
3.1.2.1 Implantat 1 ...................................................................................................31
3.1.2.2 Implantat 2 ...................................................................................................32
3.2 Methoden ...............................................................................................................33
3.2.1 Der Tierversuch ...............................................................................................33
3.2.2 Überblick über den Versuchsaufbau ................................................................34
3.2.2.1 Die Operation ..............................................................................................34
3.2.2.2 Postoperative Versorgung ...........................................................................40
3.2.2.3 Die Induktion................................................................................................42
3.2.3 Röntgen ..........................................................................................................44
3.2.4 Schmerzscore .................................................................................................45
3.2.5 µ-CT ................................................................................................................45
3.2.6 Biomechanische Untersuchung / Vier - Punkt - Biegung .................................47
3.2.7 Statistik ...........................................................................................................49
4 Ergebnisse ....................................................................................................................50
4.1 Durchführung und Komplikationen .........................................................................50
4.2 Klinische Untersuchungen und Schmerzscore .......................................................52
4.3 Röntgen .................................................................................................................57
4.4 µ-CT .......................................................................................................................58
4.5 Biomechanische Testung .......................................................................................63
5 Diskussion .....................................................................................................................66
5.1 Diskussion der gewählten Methodik .......................................................................66
5.2 Diskussion der klinischen Untersuchungen ............................................................70
5.3 Diskussion der röntgenologischen, µ-tomographischen und biomechanischen
Ergebnisse .............................................................................................................72
5.3.1 Diskussion der röntgenologischen Ergebnisse ................................................72
5.3.2 Diskussion der µ-tomographischen Ergebnisse ...............................................72
5.3.3 Diskussion der biomechanischen Ergebnisse .................................................75
5.4 Diskussion der Induktion ........................................................................................75
5.5 Diskussion der Biokompatibilität .............................................................................78
5.6 Fazit .......................................................................................................................80
6 Zusammenfassung ........................................................................................................82
7 Summary .......................................................................................................................84
8 Literaturverzeichnis .......................................................................................................86
9 Anhang ........................................................................................................................ 102
9.1 Abbildungsverzeichnis .......................................................................................... 102
9.2 Tabellenverzeichnis.............................................................................................. 103
10 Erklärung ................................................................................................................. 104
11 Danksagungen ........................................................................................................ 105
Abkürzungsverzeichnis
Abb. Abbildung
AO Arbeitsgemeinschaft für
Osteosynthesefragen
BMC Bone mineral content
BMD Bone mineral density
BMP Bone morphogenetic pro-
tein
BV Bone volume
C˚ Celsius
cm (lat.) Zentimeter
CT Computertomographie
DCP Dynamic compression
plate
EKG Elektrokardiogramm
Engl. Englisch
Ggr. Geringgradig
Hgr. Hochgradig
IFM Interfragmentary move-
ment
Kg Kilogramm
LC-DCP Limited contact dynamic
compression plate
LCP Locking compression
plate
LISS Less invasive stabilization
system
Mgr. Mittelgradig
MHH Medizinische Hochschule
Hannover
mm (lat.) milimeter
MSC Mesenchymal stemm cell
NCP Noncontacting plate
Nitinol Nickel Titanium Naval
Ordnance Laboratory
PostOP Post operationem
ROI Region of interest
Tab. Tabelle
TiHo Tierärztliche Hochschule
Hannover
TMD Tissue mineral density
TV Total callus volume
ZTL Zentrales Tierlabor
z.B. Zum Beispiel
Einleitung
7
1 Einleitung
Große Bedeutung kommt in der Human-, und in der Tiermedizin dem Gebiet der
Orthopädie zu. Die chirurgische Versorgung von Frakturen nimmt einen wichtigen
Teil dieses Gebiets ein (KANCZLER u. OREFFO 2008). Hierzu gibt es verschiedens-
te operative Techniken und Implantate: Vom Fixateur externe über Kirschner-Drähte
und Marknägel bis hin zu verschiedenen Osteosynthesplatten (LITTENBERG et al.
1998; HARASEN 2003).
Die Heilung von Frakturen ist ein komplexer, multifaktorieller Prozess (siehe Abb. 1)
(Mckibbin 1978; ROBELLO u. ARON 1992; CLAES et al. 2012). Biologische,
mechanische und Umwelteinflüsse wirken sich auf die Ossifikation aus.
Entscheidend können beispielsweise das Vorliegen einer offenen Fraktur oder eines
Frakturspaltes nach der Osteosynthese sein sowie einer Querfraktur. Bei einem Vor-
liegen aller drei Faktoren steigt das Risiko einer Revisionsoperation auf bis zu 94%
(BHANDARI et al. 2003). Bei den patientenindividuellen Einflüssen hat beispiels-
weise das Lebensalter eine große Bedeutung. Sie wird auf Grund der alternden
Gesellschaft in den nächsten Jahren noch zunehmen (GASTON u. SIMPSON 2007).
Abb. 1: Schematische Darstellung der wichtigsten Einflussfaktoren auf die Knochenheilung (eigene Darstellung)
Einleitung
8
Auf Grund der Komplexität der Knochenheilung kann es leicht zu Störungen dieser
kommen (EINHORN 2005; ZIMMERMANN et al. 2007; MOGHADDAM et al. 2010).
Ist eine Fraktur beim Menschen nach 4-6 Monaten noch nicht verheilt, der Heilungs-
prozess aber auch noch nicht beendet, spricht man von einer verzögerten Heilung
(delayed union), ist nach 8 Monaten noch keine Frakturheilung eingetreten, liegt eine
Pseudarthrose (nonunion) vor (DEANGELIS 1975; RUNKEL u. ROMMENS 2000;
RODRIGUEZ-MERCHAN u. FORRIOL 2004). In der Humanmedizin kommt es in
2-19 % der Fälle zu einer verzögerten Heilung, in 0-13 % sogar zur Bildung von
Pseudarthrosen bei Tibia-Schaft-Frakturen (LITTENBERG et al. 1998). In der Tier-
medizin finden sich Werte von 9,2-10,5 % für eine verzögerte Heilung, ein Nicht-
heilen bei Frakturen der langen Röhrenknochen von Hunden und Katzen kommt in
0,85-8,4 % der Fälle vor (PHILLIPS 1979; MCCARTNEY u. MACDONALD 2006;
KORNMAYER et al. 2014). Pseudarthrosen resultieren häufig in Schmerz und führen
daher oft zu einer Revisionsoperation mit einem entsprechendem Narkose- und
Infektionsrisiko (HOFMANN 1995; SATHIYAKUMAR et al. 2014).
Viele Forschungsprojekte der letzten Jahre untersuchen mögliche Lösungen zur
Optimierung der Knochenheilung und versuchen damit die Wahrscheinlichkeit von
Komplikationen zu minimieren (PERREN 2002; BOTTLANG 2010; CLAES et al.
2011; EPARI et al. 2013; DECKER et al. 2015). Eine mechanische Stimulation durch
interfragmentäre Bewegungen wird hierfür von vielen als essentiell betrachtet
(TERJESEN et al. 1985; LÅFTMAN et al. 1989; HOFMANN 1995). Diese ist aber
nicht selten eingeschränkt, da die am häufigsten verwendeten kommerziell erhält-
lichen Metallimplantate aus Titan, Cobalt-Chrom oder rostfreiem Edelstahl eine hohe
Steifigkeit aufweisen. Da aber andererseits auch eine zu große Beweglichkeit im
Frakturspalt die Heilung verzögern und sogar verhindern kann (KENWRIGHT u.
GOODSHIP 1989; CHEAL et al. 1991; CLAES et al. 2000) wäre ein Implantat, das
eine variable Steifigkeit besitzt, wünschenswert (MÜLLER et al. 2010). Darüber
hinaus darf es nicht störend in die Physiologie der Knochenheilung eingreifen
(UHTHOFF et al. 2006). Die Ansätze reichen hier von abbaubaren Implantaten auf
Basis von Magnesium oder Eisen über ß- Titaniumimplantate mit einer niedrigen
Einleitung
9
Steifigkeit bis hin zu superelastischen und Formgedächtnis-Metallverbindungen
(NIINOMI et al. 2012; MÜLLER et al. 2015).
Die Fähigkeit der Formgedächtnislegierungen ihre Form und damit ihre Steifigkeit zu
einem beliebig wählbaren Zeitpunkt transkutan temperaturabhängig zu verändern,
macht sie zu einem interessanten Material für Osteosynthesen (RUSSELL 2009;
MÜLLER et al. 2014). Die Möglichkeit diese Änderung der Steifigkeit ohne eine
erneute Operation und nur durch Anlegen einer elektromagnetischen Spannung
transkutan zu induzieren, macht die Formgedächtnislegierungen zu einer vielver-
sprechenden Entwicklung in der Implantatforschung (KRÄMER et al. 2013; PFEIFER
et al. 2013). Im Teilprojekt D10 des Sonderforschungsbereichs 599 wurden die
Grundlagen für den Einsatz von Formgedächtnislegierungen für die Frakturheilung
gelegt. In Vorversuchen wurden erste Implantatdesigns auf ihre Funktionalität und
ihre Biokompatibilität hin zunächst in vitro und später in in vivo Versuchen im Klein-
tier geprüft.
Zielsetzung
In der vorliegenden Arbeit soll anhand einer klinischen Studie die Funktionalität und
klinische Verträglichkeit der speziell für diesen Versuch entwickelten Implantate aus
der Formgedächtnislegierung Nickel-Titan (Nitinol) im Großtiermodell getestet
werden. Darüber hinaus sollen die Machbarkeit und die Auswirkung der elektro-
magnetischen Induktion und der resultierenden Steifigkeitsänderung auf die
Knochenheilung untersucht werden.
Literaturübersicht
10
2 Literaturübersicht
2.1 Die Physiologie der Knochenheilung
Die Knochenheilung stellt eine Besonderheit im Körper dar, da Knochen im Gegen-
satz zu Sehnen, Muskeln oder Haut vollständig, ohne Bildung von Narbengewebe
ausheilen können (MCKIBBIN 1978; KANCZLER u. OREFFO 2008; MARSELL u.
EINHORN 2011). Das Gefüge des Knochens besteht aus der äußeren Kompakta,
die ein stabiles knöchernes Gerüst bildet und der inneren Spongiosa, deren feine
Trabekel-Architektur einem ständigen Umbauprozess untersteht. Die Kompakta ist
geformt aus Osteonen (Havers-Systemen), die aus Knochenlamellen um einen
Havers-Kanal mit Blutgefäßen und Nerven geschachtelt, bestehen. Sie wird geformt
durch die mechanische Belastung des Knochens durch Druck und Zug (trajektorielle
Ausrichtung). Eingebettet zwischen den Trabekeln befindet sich das Knochenmark,
nur getrennt durch das Endost, das sich aus mesenchymalen Stammzellen,
Osteoblasten und Osteoprogenitorzellen zusammensetzt. Umschlossen wird der
Knochen vom Periost, bestehend aus dem inneren Stratum osteogenicum, das wie
das Endost aufgebaut ist und der Knochenbildung dient und dem äußeren Stratum
fibrosum (Siehe Abb. 2) (MCKIBBIN 1978; LÜLLMANN-RAUCH 2012). Ein Knochen
besteht aus verschiedenen Knochenzellen wie Osteoklasten und Osteoblasten, die
sich aus Osteoprogenitorzellen differenzieren. Die Osteoklasten befinden sich in
einem permanenten Knochenabbau und die Osteoblasten in einem permanenten
Knochenaufbau (LÜLLMANN-RAUCH 2012).
Literaturübersicht
11
Abb. 2: Schematische Darstellung des Knochenaufbaus (eigene Darstellung)
Die Bildung des Knochengewebes erfolgt unterschiedlich. Bei optimaler,
anatomischer Position und einer stabilen Retention mit minimalen interfragmentären
Bewegungen kann eine primäre, sogenannte Haversianische Knochenheilung
erfolgen (MARSELL u. EINHORN 2011). Durch den Kontakt zwischen den Fragmen-
ten (Kontaktheilung) können Osteoklasten am Frakturrand einen Kanal durch die
Osteonen von einer Seite des Frakturspalts auf die andere Seite entstehen lassen.
Osteoblasten im hinteren Bereich des Kanals füllen ihn mit Knochen und über-
brücken den Frakturspalt (TSIRIDIS et al. 2007). Gleichzeitig beginnt die Neugestal-
tung der Havers-Systeme, durch die neue Blutgefäße weiter Osteoprogenitorzellen
an den Frakturspalt bringen (EINHORN 1998). Die überbrückenden Osteone werden
im Verlauf zu Knochenlamellen ummodelliert (MARSELL u. EINHORN 2011). Bei der
Spaltheilung bilden sich zunächst Knochenlamellen parallel zum Frakturspalt, die
dann sekundär von den Kanälen der Osteoklasten vertikal durchbohrt und durch den,
Literaturübersicht
12
darin neu entstehenden Knochen mit den Frakturenden verbunden werden
(LÜLLMANN-RAUCH 2012).
Die weitaus häufigere Form der Knochenheilung ist die sekundäre Knochenheilung.
Sie nimmt den Umweg über die Bildung einer zunächst bindegewebigen Narbe
(Kallus), die im Verlauf zunächst zu Knorpel und dann zu Knochengewebe umgebaut
wird. Meistens ist sie eine Kombination aus desmaler und enchondraler Ossifikation,
ähnlich der embryonalen Knochenentwicklung (CHO et al. 2002; AI-AQL et al. 2008).
Bei der desmalen Ossifikation wird ein harter Kallus direkt aus Osteoprogenitorzellen
und mesenchymalen Stammzellen im Periosteum gebildet (EINHORN 1998;
DIMITRIOU et al. 2005), bei der enchondralen Ossifikation entwickelt sich zunächst
Knorpel aus dem Bindegewebe, der dann in Knochen umgebaut wird.
Im Einzelnen umfasst die Knochenheilung vier sich überlappende Phasen:
die inflammatorische Phase, die Granulationsphase, die Phase der Kallushärtung
und die Remodellierungsphase (CARANO u. FILVAROFF 2003; SCHELL et al. 2005;
MARSELL u. EINHORN 2011). Maßgeblich daran beteiligt sind Knochenmark und -
rinde, das Periosteum und das umliegende Weichteilgewebe (EINHORN 1998;
GERSTENFELD et al. 2003; TSIRIDIS et al. 2007). Das genaue Zusammenspiel
dieses biologischen Vorgangs und seiner komplexen Prozesse auf zellulärer und
molekularer Ebene ist noch nicht genau bekannt (DIMITRIOU et al. 2005).
Bei der Frakturierung des Knochens kommt es zu einer Disruption der Gefäße, einer
Einblutung in den Frakturspalt und damit zur Bildung eines Hämatoms (KANCZLER
u. OREFFO 2008). Durch die Verletzung des Gewebes beginnt gleichzeitig die
Invasion der inflammatorischen Zellen (Makrophagen, Granulozyten, Leukozyten und
Mast-zellen). Sie sezernieren proinflammatorische Zytokine und Wachstumsfaktoren,
die Fibroblasten, Osteoprogenitorzellen und mesenchymale Stammzellen rekrutieren
und die Bildung von neuen Blutgefäßen anregen (CARANO u. FILVAROFF 2003;
MARSELL u. EINHORN 2011). Die rekrutierten Fibroblasten und mesenchymalen
Stammzellen wandern in das Hämatom ein, das sich zu einer ersten bindegewebigen
Vorstufe organisiert. Diese bildet später die Grundlage für die Mineralisierung des
primären Kallus (MCKIBBIN 1978). Die Stammzellen differenzieren sich und
Literaturübersicht
13
beginnen mit der Chondrogenese. Der so entstehende weiche Kallus führt bereits zu
einer ersten Stabilisierung der Fraktur (BARNES et al. 1999). Im weiteren Verlauf
kommt es zu einer Hypertrophie und einer progredienten Kalzifizierung der Matrix der
hypertrophen Chondrozyten, ausgehend von den Frakturenden (DIMITRIOU et al.
2005). Sie bietet die Grundlage für Osteoblasten, die von einwachsenden Gefäßen
mitgeführt werden. Während die Chondrozyten nach und nach der Apoptose zum
Opfer fallen (LEE et al. 1998) oder von Chondroklasten entfernt werden (EINHORN
1998), beginnen die Osteoblasten die mineralisierte Matrix in neuen Knochen umzu-
bauen. In einem letzten Schritt wird der vollständige Kallus durch die Aktivität der
Osteoklasten und -blasten in einem monatelangen Prozess in lamellares Knochen-
gewebe ummodelliert, bis wieder der ursprüngliche Knochen aus Knochenmark und -
rinde entstanden ist (MARSELL u. EINHORN 2011).
2.2 Ursachen, Klassifikation und Behandlungsmethoden von Knochen-
heilungsstörungen
Die möglichen Ursachen für Störungen der Knochenheilung sind vielfältig und
hängen unter anderem von der Art des Traumas, der Behandlung und von patienten-
individuellen Einflüssen ab (JACKSON u. PACCHIANA 2004; NOLTE et al. 2005;
CALORI et al. 2007; ZIMMERMANN et al. 2007). Auch die Art der Fraktur, das Vor-
liegen einer Infektion und einer starken Hyperämie oder Ischämie kann relevanten
Einfluss haben (SUMNER-SMITH 1991). Carano und Filvaroff erklärten 2003 die
Angiogenese zu einem entscheidenden Faktor, der auch durch andere Faktoren
negativ beeinflusst werden kann. Auch andere Wissenschaftler schlossen sich dem
an (KANCZLER u. OREFFO 2008) und brachten die Angiogenese mit einem
weiteren wichtigen Einfluss in Verbindung: den biomechanischen Faktoren. Lienau et
al. stellten fest, dass es mit zunehmender interfragmentärer Bewegung zu einer
schlechteren Vaskularisation der Fraktur kommt (LIENAU et al. 2005). Auch andere
Autoren sind der Ansicht, dass eine mechanische Instabilität der Fraktur eine der
häufigsten Ursachen für Knochenheilungsstörungen ist (DEANGELIS 1975). Weiter-
hin führen eine zunehmende Größe des Frakturspaltes (> 2mm) und die daraus
Literaturübersicht
14
resultierende zunehmende interfragmentäre Bewegung zu einer verzögerten
Knochenheilung (CLAES et al. 1997; 1998; 2000). Andererseits kann sich auch eine
zu rigide Fixierung der Fraktur negativ auf die Knochenheilung auswirken, da die
mechanische Stimulation unzureichend ist (RODRIGUEZ-MERCHAN u. FORRIOL
2004; CLAES et al. 2011). Es kann zu einem sogenannten „stress shielding“
kommen, wobei das Implantat den Knochen von seiner natürlichen Belastung ab-
schirmt und so zu Knochenatrophie und verminderter mechanischer Stabilität führen
kann (LÅFTMAN et al. 1989; NIINOMI et al. 2012).
Klassifikation Pseudarthrosen
Pseudarthrosen lassen sich in entwicklungsfähige reaktive und nicht entwicklungs-
fähige inaktive Pseudarthrosen einteilen (SUMNER-SMITH 1991; RUNKEL u.
ROMMENS 2000). Entwicklungsfähige Pseudarthrosen zeigen eine unterschiedlich
weit fortgeschrittene Kallusbildung (ROBELLO u. ARON 1992). Nach der Klassifika-
tion der AO (Arbeitsgemeinschaft für Osteosynthesefragen) erfolgt die Einteilung in
hypertrophe, avitale/avaskuläre und atrophe Pseudarthrosen (PANAGIOTIS 2005).
Eine weitere Form ist die Infektpseudarthrose, die bei offenen Frakturen und
operativer Osteosynthese durch eingebrachte Bakterien entsteht und mit Knochen-
resorption an den Frakturenden und septischen Sequestern korreliert, ähnlich der
atrophen Pseudarthrose (RUNKEL u. ROMMENS 2000; MEINERS et al. 2009).
Behandlungsmethoden
Die Therapie der Pseudarthrosen richtet sich nach der vorliegenden Form, aber es
besteht fast immer eine Indikation zur chirurgischen Intervention (RUNKEL u.
ROMMENS 2000). In Ausnahmefällen ist eine Ruhigstellung der Fraktur mit einem
Gipsverband oder eine Stimulation der Knochenheilung mittels alternativer Methoden
(siehe unten) möglich. Bei einer ursprünglich konservativ behandelten hypertrophen
Pseudarthrose ist meist die operative Stabilisierung mittels Plattenosteosynthese
ausreichend, selten sogar ein stabiler Gipsverband. Bei bereits operierten Frakturen
mit hypertropher Pseudarthrose muss ebenfalls die Stabilität durch eine längere,
steifere Platte oder einen aufgebohrten Verriegelungsmarknagel erfolgen (MEINERS
Literaturübersicht
15
et al. 2009). Eine weitere Möglichkeit besteht im Anbringen eines Fixateurs externe
(EWERBECK et al. 2014). Bei einer atrophen Pseudarthrose muss zusätzlich zur
Immobilisation die Vitalität des Knochens wieder hergestellt werden (FRÖLKE &
PATKA 2007). Eine Resektion der Frakturenden bis ins vitale Gewebe und eine
Aufbohrung des Medullarkanals wird vorgenommen (ROBELLO u. ARON 1992;
JACKSON u. PACCHIANA 2004; MEINERS et al. 2009). Häufig ist eine autologe
Spongiosaplastik notwendig, die einen Frakturspalt bis zu zwei Zentimetern auch bei
Defektpseudarthrosen ausfüllen kann (RUNKEL u. ROMMENS 2000; EWERBECK et
al. 2014). Anschließend erfolgt die anatomische Reposition und Osteosynthese der
Fraktur.
Infektpseudarthrosen müssen schrittweise saniert werden. Dazu gehört zunächst die
Entfernung von infizierten Sequestern und eingebrachten Implantaten, das
Debridément des infizierten Gewebes sowie lokale und systemische Antibiotika-
therapie (MEINERS et al. 2009). Nach der Sanierung der Infektion erfolgt das weitere
Vorgehen wie bei einer atrophen Pseudarthrose.
Zu den vielversprechendsten nicht operativen Methoden bei atrophen
Pseudarthrosen gehören extrakorporale Stoßwellen, die durch Mikrofrakturen die
Knochenheilung auf zellulärer und molekularer Ebene reaktivieren (CHEN et al.
2004) und niedrig gepulster Ultraschall, der die Frakturheilung beschleunigen kann
(RODRIGUEZ-MERCHAN u. FORRIOL 2004; MALIZOS et al. 2006). Das Anlegen
von elektromagnetischer Spannung simuliert die elektrischen Felder, die bei
mechanischer Belastung im Knochen entstehen und fördert die Heilung
(PANAGIOTIS 2005). Die Implantation von Bone morphogenetic protein (BMP) 7 in
die Pseudarthrose fördert die knöcherne Konsolidierung (ZIMMERMANN et al.
2007). An weiteren Zytokinen sowie am Einsatz von Gentherapie wird geforscht.
Literaturübersicht
16
2.3 Methoden der Osteosynthese
Die verschiedensten Möglichkeiten zur Frakturversorgung stehen neben der
konservativen Therapie mit Gipsverbänden oder Casts aus Kunststoffen zur
Verfügung (RÜTER 2004). Im Laufe der Jahre hat sich bei der Methodik einiges ver-
ändert (MATTHEWS et al. 2008). Das Ziel der konventionellen Plattenosteosynthese
ist die optimale anatomische Reposition der Knochen durch absolute Stabilität
(BOTTLANG et al. 2009). Es gibt verschiedene Plattensysteme, die eine stabile
Fixierung und damit eine frühe Wiederbelastbarkeit des Beines ermöglichen sollen
und nicht vor Ausheilung der Fraktur versagen dürfen (KUBIAK 2006). Die Kom-
pressionsplatte (DCP, Dynamic Compression Plate), die auf Grund der ovalen
konischen Löcher durch das Anziehen der Schrauben eine vorgegebene Spannung
auf die Fraktur bringt, bietet eine stabile Fixierung und soll zu primärer Knochen-
heilung führen (MATTHEWS et al. 2008).
Die limited contact-dynamic compression plate (LC-DCP) ist eine Weiterentwicklung
daraus, die durch eine geringere Auflagefläche eine bessere kortikale Durchblutung
bieten soll (GAUTIER u. PERREN 1992). Nachteile der sehr steifen Fixierung der
Fraktur sind Knochenatrophie unter der Platte durch stress shielding und erhöhtes
Risiko der Refrakturierung nach der Entfernung des Implantats (STRÖMBERG u.
DALÉN 1978; UHTHOFF et al. 2006; ZAHN et al. 2008).
Die sogenannte biologische Osteosynthese stellt eine neuere Entwicklung dar, die
den Schwerpunkt auf den Erhalt der Knochenperfusion und des periossären
Gewebes legt, ohne die mechanische Stabilität zu vernachlässigen. (WELLER 1998)
Sie strebt eine möglichst physiologische, sekundäre Knochenheilung an
(SONDEREGGER et al. 2010). Im Rahmen dieser biologischen Osteosynthese
stellen winkelstabilen Platten eine neuere Entwicklung der AO dar, die durch mini-
male Auflagepunkte die Knochenphysiologie kaum beeinträchtigen (BAUMGAERTEL
et al. 1998). Da diese Platten winkelstabil sind und ohne Druck auf den Knochen
auskommen, ist das System schonender für Periost und Medulla.
Eine solche winkelstabile Platte, die ohne relevante Auflagepunkte am Knochen aus-
kommt, ist das LISS-System (Less Invasive Stabilisation System) (EGOL et al. 2004).
Literaturübersicht
17
Bei diesem Implantatsystem, das funktionell dem Fixateur interne entspricht, erfolgt
die winkelstabile Verankerung der Platte dadurch, dass die Schraube mit einem
Gewinde im Knochen verankert ist, ein zusätzliches Schraubenkopfgewinde jedoch
mit der Platte verschraubt wird (KÖSTLER et al. 2005). Dieses kontaktlose Implantat
(NCP = Noncontacting Plate) kann die gleiche Steifigkeit bieten wie eine vergleich-
bare DCP-Platte, ohne die kortikale Durchblutung zu stören (KOWALSKI et al. 1996).
Das Verfahren eignet sich insbesondere für Mehrfragmentbrüche, diaphysäre und
metaphysäre Frakturen. Für Frakturen mit Gelenkbeteiligung ist das System eher
ungeeignet, da hier eine genaue anatomische Rekonstruktion und eine primäre
Frakturheilung angestrebt werden (KÖSTLER et al. 2005). Nachteilig wirken sich
auch die hohen Kosten aus und die hohe Präzision, die beim Einbringen erforderlich
ist, da die Schrauben nur in einem bestimmten Winkel in die Platte passen
(KÖSTLER et al. 2005). Die neuere LCP (Locking Compression Plate) bietet durch
eine Modifizierung der Löcher die Möglichkeit sowohl winkelstabile, als auch konven-
tionelle Kortikalisschrauben, sowie eine Kombination der beiden, zu verwenden
(FRIGG 2003).
Die Überbrückungs-Osteosynthese (Bridging Plates) ist eine Methodik, bei der die
Platte überbrückend über dem Frakturspalt zu liegen kommt und nur mit 2-3
Schrauben pro Seite fixiert wird. Im Bereich der Fraktur bleiben die Plattenlöcher
unbesetzt (LIVANI u. BELANGERO 2004; SONDEREGGER et al. 2010). Durch
dieses Vorgehen verringert sich die Steifigkeit im Frakturspalt und die so vermehrten
interfragmentären Bewegungen stimulieren die Kallusbildung (KACZMAREK et al.
2005).
Marknägel stellen für viele Chirurgen das Mittel der Wahl bei diaphysären Frakturen
von Femur und Tibia dar (MATTHEWS ET AL. 2008; PAPAKOSTIDIS et al. 2011).
Durch kleine Inzisionen kann der Marknagel frakturfern in die Markhöhle eingebracht
werden (BONG et al. 2006). Bei der unaufgebohrten Marknagelosteosynthese
werden dünne, aber massive Marknägel in die unbeschädigte Markhöhle einge-
schlagen. Dies schont die Gefäße und reduziert das Risiko einer Embolisation in die
Literaturübersicht
18
Lunge (KRETTEK et al. 1996; BHANDARI et al. 2008). Verriegelungsschrauben
sichern den Marknagel gegen Rotation und Längenverschiebung (BONG et al.
2006). Bei der aufgebohrten Marknagelosteosynthese wird der Marknagel über die
genaue Einpassung in die Markhöhle und damit dem engen Kontakt zwischen Nagel
und Knochen fixiert. Dafür muss die Markhöhle aufgebohrt und für stabilere Mark-
nägel größeren Durchmessers erweitert werden. Der dabei entstehende Knochen-
abrieb kann als autologes Transplantat die Frakturheilung unterstützen (MATTHEWS
et al. 2008). Nachteilig kann sich die durch die Bohrung entstehende Schädigung der
medullären Gefäße und die entstehende Hitze auswirken. Es kann zu Nekrosen des
Knochengewebes und Fettembolien kommen (REYNDERS u. BROOS 2000).
Verriegelungsnägel bieten zusätzlich die Option der Dynamisierung und damit einer
Steifigkeitsänderung des Implantats (GEORGIADIS et al. 1990; PAPAKOSTIDIS et
al. 2011; OMEROVIC et al. 2015). Neue Entwicklungen bieten auch bei den
Verriegelungsnägeln winkelstabile Optionen (TRAPP u. BÜHREN 2008).
Beim Fixateur externe werden ähnlich dem Fixateur interne lange, sogenannte
Schanz-Schrauben oder Steinmann-Nägel minimalinvasiv vertikal in den Knochen
implantiert. Über stabile Verbindungsstücke (Backen) werden sie an Rohrstangen
außerhalb des Körpers befestigt und verbunden (HÖNTZSCH u. WELLER 1996). Es
gibt unilaterale und bilaterale Systeme (BEHRENS u. SEARLS 1986). Zu den
Indikationen gehören typischerweise offene Frakturen sowie Frakturen mit großen
Weichteilschäden. Darüber hinaus werden sie im Rahmen der damage control
surgery beim Polytrauma verwendet (ALONSO et al. 1989; GIOTAKIS u. NARAYAN
2007). Die Methode bietet die Möglichkeit Achsen- und Längenkorrekturen oder eine
Dynamisierung vorzunehmen, ohne dass eine erneute Operation notwendig wird
(RÜTER 2004).
Literaturübersicht
19
2.4 Die Eignung von Nickel-Titan-Implantaten zur Frakturbehandlung
Nitinol (Nickel Titanium Naval Ordance Laboratory) wurde schon seit seiner
Entdeckung 1959 erforscht und im Laufe der Jahre für eine Vielzahl von Produkten in
der Medizin und Zahnmedizin eingesetzt (KAUFFMAN u. MAYO 1997). Die
Anwendungsgebiete umfassen unter anderem die Orthopädie, Herz- und Gefäß-
chirurgie, Kieferorthopädie und Instrumente für die minimalinvasive Chirurgie
(TARNIŢĂ et al. 2009). Bekannte Beispiele aus der Kardiologie sind beispielsweise
das ASDOS (Atrial septal defekt occlusion system), das bei einem Foramen ovale
persistens verwendet wird. Es besteht aus zwei kleinen Schirmen, die nacheinander
in einen Katheter gefaltet, eingebracht werden. Im Herz entfalten sie sich dann durch
die Körpertemperatur jeweils auf einer Seite des Defekts, werden in der Mitte ver-
bunden und verschließen ihn so (DUERIG et al. 1999). Ein weiteres Beispiel sind
sich selbst entfaltende Stents. Sie werden bei Stenosen oder Aneurysmen ver-
wendet, ebenfalls in einen Katheter gefaltet und durch Natriumchlorid gekühlt an die
gewünschte Stelle eingebracht. Anschließend werden sie aus dem Katheter heraus-
geschoben und entfalten sich durch die Körpertemperatur bis sie sich durch sanften
Druck an den Gefäßwänden fixieren. So halten sie die Gefäße offen (DUERIG et al.
1999; MACHADO et al. 2003). Aus der Orthopädie gehören zu den bekanntesten
Innvationen verschiedene Klammern für die Osteosynthese und der Wirbelsäulen-
spreizer. Beide nutzen den Einweggedächtniseffekt. Die Klammern werden bei der
Frakturheilung verwendet. Sie werden in geöffnetem Zustand eingesetzt und durch
eine nicht näher beschriebene externe Quelle erwärmt. Dadurch schließen sich die
Klammern und ziehen die Frakturenden zusammen (MACHADO et al. 2003;
TARNIŢĂ et al. 2009). Der Wirbelkörperspreizer wird bei der Behandlung von
Skoliosen eingesetzt. Er wird zwischen zwei Wirbel zur lokalen Verstärkung einge-
bracht, um traumatische Bewegungen während der Heilung zu vermeiden und nimmt
erst an Ort und Stelle seine ursprüngliche Form an (MACHADO et al. 2003;
TARNIŢĂ et al. 2009).
Formgedächtnislegierungen wie Nitinol haben auf Grund ihrer funktionellen Eigen-
schaften viele interessante Neuerungen für die Medizin gebracht. Diese Eigen-
schaften umfassen den Einweg-, oder Zweiweggedächtniseffekt oder die Super-
Literaturübersicht
20
elastizität - zusammengefasst das Formgedächtnis. Zu den Formgedächtnis-
legierungen gehören beispielsweise Kupfer-Zink (CuZn), Kupfer-Aluminium-Nickel
(CuAlNi) und Nickel-Titan (NiTi) (El Feninat et al. 2002).
Die Funktion beruht auf den beiden stabilen kristallinen Phasen der Formgedächtnis-
legierungen: Dem Martensit (die Niedertemperaturphase) und dem Austenit (die
Hochtemperaturphase) und den Übergängen zwischen den beiden (EL FENINAT et
al. 2002). Nitinol ist im Martensit leicht mechanisch verformbar, bis zu 8 %
Deformationen können vollständig wieder ausgeglichen werden (WEVER et al. 1997;
MACHADO et al. 2003). Durch eine Erhöhung der Temperatur über die Austenit-
Starttemperatur beginnt die Legierung sich an seine ursprüngliche Form zu
„erinnern“. Mit dem Erreichen der Austenit-Endtemperatur hat sich das Nitinol voll-
ständig zurück geformt. Kühlt es wieder unter die Martensit-Starttemperatur ab,
beginnt der Übergang zurück in die Martensit-Phase. Die Form bleibt aber konstant.
Zusätzlich zu dieser Eigenschaft zeichnet sich Nitinol durch eine hohe Widerstands-
fähigkeit, eine hohe Biokompatibilität und eine hohe Effizienz in der Umwandlung von
thermischer in mechanische Energie aus (SHABALOVSKAYA 2002). Nitinol zeigt
außerdem eine ähnliche Druck-Deformationskurve (Hysterese) wie Knochen und hat
eine höhere Elastizität als Edelstahl (DUERIG et al. 1999; TARNIŢĂ et al. 2009). Es
zeigt eine sehr hohe Ermüdungsresistenz gegen Druckkräfte, allerdings nur ein-
geschränkte gegen Spannungskräfte (DUERIG et al. 1999). Ein niedriges Korrosi-
onslevel und damit eine geringe Abnutzung sind weitere Vorteile, die das Material für
die Medizin interessant machen (ASSAD et al. 1998). Darüber hinaus ist Nitinol nicht
ferromagnetisch und sorgt für klarere Bilder als Edelstahlimplantate bei der Magnet-
resonanz, was einen weiteren Vorteil für die Praxis darstellt (DUERIG et al. 1999).
Trotz des vielfältigen Einsatzes von Nitinol bestehen weiterhin Bedenken, die die
Biokompatibilität des Materials betreffen. Titan für sich betrachtet verfügt über eine
hohe Biokompatibilität, während Nickel sehr toxisch ist (TAKESHITA et al. 1997;
PEREIRA et al. 1998). Die Anforderungen an ein Implantat sind jedoch klar definiert:
Es darf keine Allergien auslösen, keine Ionen in den Körper abgeben (Korrosion) und
nicht toxisch oder genotoxisch sein (EL FENINAT et al. 2002; TARNIŢĂ et al. 2009).
Literaturübersicht
21
Diverse Studien wurden durchgeführt, um die Toxizität von Nitinol zu ermitteln.
Bereits 1976 testeten Castleman et al. eine Nitinol Legierung im Hundemodell und
fanden in einem Zeitraum von bis zu 17 Monaten keine Anzeichen von Korrosion,
Veränderungen des Gewebes, Entzündungen oder metallischer Kontamination in
Leber, Milz, Nieren und Gehirn. Es wurden keine signifikanten Unterschiede im
Vergleich zu einem kommerziellen Kobalt-Chrom Implantat gefunden (CASTLEMAN
et al. 1976). Dies war ein vielversprechender Anfang und viele weitere konnten eine
gute Biokompatibilität von Nitinol, ohne Anzeichen von Zytotoxizität oder
Genotoxizität in in vitro und in vivo Versuchen aufzeigen (WEVER et al. 1997;
RYHÄNEN et al. 1997; 1998; ASSAD et al. 1998; RYHÄNEN et al. 1999; KAPANEN
et al. 2001). Auch im Vergleich zu anderen kommerziell erhältlichen Materialien wie
Edelstahl, zeigten sich keine nachteiligen Unterschiede (CASTLEMAN et al. 1976;
ASSAD et al. 1998; RYHÄNEN et al. 1998; 1999; KAPANEN et al. 2001). Darüber
hinaus fanden sich keine Hinweise auf eine Allergisierung oder auf Korrosion des
Implantats (CASTLEMAN et al. 1976; WEVER et al. 1997; RYHÄNEN et al. 1997;
1999). Während aber bei vorherigen Untersuchungen das Knochenwachstum un-
mittelbar an den Implantaten stattfand (RYHÄNEN et al. 1999), stellten Berger-
Gorbet et al. zwar keinen Unterschied zwischen Nitinol-Schrauben und anderen
kommerziellen Schrauben hinsichtlich Entzündungszeichen und Histologie fest, aber
beim Nitinol entstand ein Spalt zwischen Schraube und neu gebildetem Knochen und
weniger Osteoblasten befanden sich in unmittelbarer Umgebung. Sie kamen zu dem
Schluss, dass Nitinol einen leicht zytotoxischen Effekt haben muss (BERGER-
GORBET et al. 1998). Dies bestätigte auch eine weitere Studie von Takeshita et al.,
die in einem in vivo Versuch an 75 Ratten herausfanden, dass Nitinol einen 50% ge-
ringeren Knochenkontakt aufweist, als gleichwertige Titanimplantate, jedoch kein
histologischer Unterschied im neugebildeten, umgebenden Knochen bestand
(TAKESHITA et al. 1997).
Literaturübersicht
22
2.5 Der Einfluss des biomechanischen Umfelds auf die Fraktur
Es ist allgemein anerkannt, dass mechanische Einflüsse den Verlauf der Knochen-
heilung beeinflussen (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CLAES et al. 1998). Die
genauen Mechanismen sind noch nicht vollständig geklärt (GARDNER u. MISHRA
2003; CLAES et al. 2009), doch unzureichende mechanische Stimulation kann die
Knochenheilung hemmen (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CLAES et al. 2011).
Eine Instabilität der Fraktur und ein Übermaß an interfragmentärer Bewegung stimu-
lieren zwar die Kallusbildung, können aber leicht zu hypertrophen Pseudarthrosen
führen (SCHELL et al. 2005; 2008). Das mechanische Umfeld hängt von der Belas-
tung der Fraktur, der Stabilität der Fixierung und der Größe des Frakturspalts ab.
Ansätze Einfluss darauf zu nehmen sind beispielsweise die Dynamisierung von
Marknägeln und Fixateur externe Systemen (PAPAKOSTIDIS et al. 2011). Der
optimale Zeitpunkt für eine solche Dynamisierung oder eine mechanische Stimulation
ist noch nicht bekannt (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989). Bereits 1985 konnten
Wissenschaftler anhand eines Schafmodells zeigen, das kontrollierte mechanische
Mikrobewegungen die Knochenheilung signifikant verbessern konnten, im Vergleich
zu einer konstant rigiden Fixierung (GOODSHIP u. KENWRIGHT 1985; CLAES et al.
1995). Darüber hinaus stellten sie die Hypothese auf, dass die ersten Wochen die
entscheidenden für die mechanische Stimulation sind. Im Gegensatz dazu fanden
Claes et al. 2009 anhand eines Rattenmodells mit zwei Gruppen heraus, dass eine
frühe Dynamisierung des Fixateur externe nach einer Woche keine Vorteile gegen-
über einer rigiden Fixierung bietet (CLAES et al. 2009). 2011 konnten sie aber die
Hypothese unterstützen, dass eine späte Dynamisierung von Marknägeln nach drei
bzw. vier Wochen bei Ratten die Knochenremodellierung fördert im Vergleich zu
konstant rigider oder konstant flexibler Fixierung (CLAES et al. 2011). Auch
Ergebnisse anderer Arbeitsgruppen weisen auf den Vorteil einer späten Dynamisie-
rung hin (GEORGIADIS et al. 1990). Wieder andere halten jedoch eine mechanische
Stimulation in den frühen Phasen der Knochenheilung für vorteilhaft, beispielsweise
durch frühzeitige Dynamisierung einer rigiden Fixierung (KENWRIGHT u.
GOODSHIP 1989; LARSSON et al. 2001; KLEIN et al. 2003; SCHELL et al. 2005).
Epari et al. stellten 2013 die Hypothese auf, dass eine inverse Dynamisierung von
Literaturübersicht
23
einer flexiblen zu einer steiferen Fixierung die Knochenheilung im Vergleich zu einer
konstant rigiden Fixierung beschleunigen könnte (EPARI et al. 2013). Erste positive
Effekte dieser inversen Dynamisierung konnten Glatt et al. bei großen, segmentalen
Defekten im Rattenmodell zeigen. Die Veränderung der Steifigkeit des Fixateur
externe von niedriger zu hoher Steifigkeit an Tag 14 zeigte eine deutlich beschleunig-
te Knochenheilung im Vergleich zu gleichbleibend niedriger oder hoher Steifigkeit
(GLATT et al. 2012).
Interfragmentäre Bewegung in den frühen Phasen fördert vermutlich die Kallus-
bildung, die zunehmende Stabilität der Fraktur durch den Kallus ermöglicht seine
Progression zum Knochen (CLAES et al. 2011). Um die natürliche sekundäre
Knochenheilung zu unterstützen, könnte eine Osteosynthese, die in den frühen
Phasen der Knochenheilung interfragmentäre Mikrobewegungen zulässt und in den
späteren Phasen der Kalzifizierung eine steifere Fixierung ermöglicht, eine Lösung
sein (CLAES et al. 1998; JAGODZINSKI u. KRETTEK 2007). Entscheidend für die
Beweglichkeit im Frakturspalt ist die Steifigkeit des Implantats, also der Widerstand
des Implantats gegen elastische Verformung.
2.6 Vorarbeiten zur Entwicklung des Nitinol-Implantats
Die Steifigkeit lässt sich bei den entwickelten Nitinolimplantaten unserer Arbeits-
gruppe durch einen flexiblen Mittelteil verändern (DECKER et al. 2015). Der Mittelteil
kann mechanisch verformt werden, das Implantat weist dann eine niedrige Steifigkeit
auf. Mittels der transkutanen elektromagnetischen Induktion wird das Implantat
erwärmt und so vom Martensit in den Austenit versetzt (siehe Kapitel 2.4). Der Mittel-
teil formt sich in die Ausgangsform zurück und die Steifigkeit des Implantats erhöht
sich (siehe Abb. 3). In ersten Vorversuchen konnte 2010 gezeigt werden, dass
Nitinol-Implantate unterschiedlicher Dicke und Form nach der Induktion in vitro eine
Erhöhung der Steifigkeit von 24-73 % erreichten (OLENDER et al. 2011). Die Implan-
tate wurden mittels Vier-Punkt-Biegung im Zustand vor und nach der Induktion im
Wasserbad getestet und die prozentuale Änderung der Steifigkeit errechnet. Ein
weiterer Versuch unserer Arbeitsgruppe konnte in einem ähnlichen Versuchsaufbau
Literaturübersicht
24
mit einem anderen Implantatdesign zeigen, dass eine Steifigkeitserhöhung um 40 bis
60 % ebenfalls möglich ist (KRÄMER et al. 2013). In den weiteren Versuchsreihen
wurde allerdings der Ansatz der inversen Dynamisierung weiter verfolgt und
zunächst die kontaktfreie elektromagnetische Induktion mittels eines wasser-
gekühlten Generators mit einer Kupferspirale in vitro getestet (PFEIFER et al. 2013).
Die Funktionalität dieser Methode konnte gezeigt werden und hinsichtlich der
notwendigen Energieleistung und Kontaktzeit je nach Position des Implantates
optimiert werden.
Im Anschluss konnte ein erster in vivo Versuch an Ratten 2010 die Machbarkeit und
Sicherheit der kontaktfreien elektromagnetischen Induktion im Tier veranschaulichen
(MÜLLER et al. 2010; 2014). Hierzu wurde den Tieren ein Nitinol-Draht zwischen
Femur und Muskulatur implantiert und dieser anschließend durch die elektro-
magnetische Induktion auf 40-60 ˚C erwärmt. Blutproben, die zuvor und im An-
schluss genommen wurden, zeigten keine Anzeichen auf Entzündungsreaktionen,
Nekrosen und Korrosion. In einem weiteren Versuch an Kaninchen wurde das erste
Platten-design aus Nitinol implantiert und bei der Hälfte der Tiere transkutan elektro-
magnetisch induziert. Es konnte gezeigt werden, dass mit der entwickelten Platte die
Fixierung einer Fraktur und eine Knochenheilung möglich ist. Darüber hinaus konnte
eine nichtoperative Adaption der Implantate, an den individuellen Heilungsverlauf
angepasst, vorgenommen werden (MÜLLER et al. 2015). Es gab keine signifikanten
Unterschiede zwischen den Gruppen. Allerdings zeigten sich in den bio-
mechanischen Ergebnissen der Vier-Punkt-Biegung vielversprechende Hinweise.
Hier lag die Struktursteifigkeit der operierten Knochen mit 85 % im Vergleich zur
intakten Seite bei den induzierten Tieren deutlich höher als bei der Kontrollgruppe mit
72 % (MÜLLER et al. 2015). Um eine mögliche Umsetzbarkeit im Menschen zu tes-
ten wurde ein Implantat, angelehnt an eine 4,5 mm, 9 - Loch LCP-Platte entwickelt
und in einer Pilotstudie mit drei Schafen getestet. Vor der Implantation der neuen
Platte wurde die Methodik an einem Kontrolltier mit einer kommerziellen LCP-Platte
geprüft. Bei den beiden anderen Tieren wurde drei Wochen nach der Osteotomie der
Tibia und Implantation der Platte die elektromagnetische Induktion der Implantate in
Narkose durchgeführt. Verschiedene Variationen bei Zeit und Einstellung des
Literaturübersicht
25
Generator-Oszillators wurden erprobt um die elektromagnetischen Induktion im
Großtiermodell erfolgreich zu realisieren. Darüber hinaus konnte die Methodik zur
postoperativen Behandlung und Immobilisation der Tiere optimiert werden (DECKER
et al. 2015). Die entwickelte Methodik und die Ergebnisse dieses Versuchs dienten
als Grundlage für die vorliegende Studie.
Material und Methoden
26
3 Material und Methoden
3.1 Material
3.1.1 Geräte, Medikamente und Verbrauchsmaterialien
Die in dieser Arbeit verwendeten Gerätschaften und Programme sind in Tabelle 1
dargestellt. Im Folgenden finden sich eine Übersicht über die verwendeten
Medikamente in Tabelle 2 und eine Übersicht über die verwendeten Verbrauchsma-
terialien in Tabelle 3.
Tab. 1: Übersicht über die verwendeten Gerätschaften und Programme
Produkt Beschreibung Hersteller
Aesculap Securat 80 Chirurgischer Sauger Aesculap AG, Tuttlingen
Agfa Curix 60 Tischentwicklermaschine für Röntgenbilder
Siemens AG Healthcare, Erlangen
Cardiocap/5 Anästhesie - Überwachungs-monitor
GE Healthcare, Little Chalfont
Chirurgisches Operations-set
Chirurgische Instrumente Aesculap AG, Tuttlingen
ICC 300 Hochfrequenzelektrochirurgie-gerät
ERBE Elektromedizin GmbH, Tübingen
Fabius® Anästhesie-Gerät Dräger Medical Deutsch-land GmbH, Lübeck
Mendeley Literaturverwaltungsprogramm MIT, Stanford University, University of Cambridge
Microsoft® Word 2007/ Ex-cel 2007
Schreibprogramm/ Tabellen-programm
Microsoft Corporation, Redmond
MTS 858 Mini Bionix® Prüfmaschine für axiale oder torsionale Belastungstests
MTS System Corporations, Eden Prairie
OEC Series 9600 Mobiles C-Arm-Röntgengerät GE OEC Medical Systems GmbH, Wendelstein
Philips Generator Optimus 50 l mit Rotalix® ROT 350 10 Röntgenröhre 150 kV
Röntgen Philps GmbH Market DACH Healthcare, Ham-burg
Power Drive Universal-Akkumaschinen-system für Traumatologie und Endoprothetik
Synthes GmbH Germany, Umkirch
Scanco Medical XtremeCT µ-Computertomograph SCANCO Medical AG, Brüttisellen
SPSS Statistics 23.0 Statistik-Programm IBM, Armonk
Station Manager für MTS 858 Mini Bionix®
Steuerungsprogramm für MTS Mini Bionix®
MTS System Corporations, Eden Prairie
µCT Evaluation Program V6.5-3
µCT Auswertungsprogramm SCANCO Medical AG, Brüttisellen
Material und Methoden
27
Tab. 2: Übersicht über die verwendeten Medikamente
Produkt Wirkstoff Hersteller
Bepanthen® Augen- und Nasensalbe
Dexpanthenol 5% Bayer HealthCare, Leverku-sen
Dormicum® Midazolam F. Hoffmann-La Roche AG, Basel
Fentanyl 0,1 mg Fentanylcitrat Janssen-Cilag GmbH, Neuss
Metamizol Zäpf-chen®HEXAL 1000mg
Metamizol-Na 1H2O Hexal AG, Holzkirchen
Midazolam-ratiopharm® Midazolam ratiopharm GmbH, Ulm
Propofol-®Lipuro Propofol 10 mg/ml B. Braun AG, Melsungen
Release® Pentobarbital-Natrium 300 mg/ml
WDT eG, Garbsen
Rimadyl Rind® Carprofen 50 mg/ml Pfizer GmbH, Berlin
Rimadyl 100 mg Tabletten Carprofen 100 mg Pfizer GmbH, Berlin
Ringer-Lösung 500 ml Natriumchlorid, Kalium-chlorid, Calciumchlorid,
Berlin-Chemie AG, Berlin
Temgesic® Buprenorphinhydrochlorid 0,3 mg/ml
Reckitt Benckiser HealthCare Ltd., Mannheim
Veracin®-compositum Penicilindihydrostreptomycin Albrecht GmbH, Aulendorf
Zinkpaste Zink Caesar & Lorentz GmbH, Hilden
Tab. 3: Übersicht über die verwendeten Verbrauchsmaterialien
Produkt Beschreibung Hersteller
Braunoderm® Präoperative Hautdesinfekti-on
B.Braun, Melsungen GmbH
Dahlhausen®, CH25/1,8 m Absaugverbindungsschlauch P.J. Dahlhausen & Co GmbH, Köln
Delta Dry® Polsterwatte BSN Medical GmbH, Han-nover
Einbettmasse, 3 Kompo-nentenharz
Aus: Rencast FC 52/53 Isocyanate, FC 53 Polyol, Füller DT 982
Gössl&Pfaff GmbH, Karlskron
Elastomull® haft color hos-pital, 8 cm x 20 m
Fixierbinde BSN Medical GmbH, Han-nover
Flaschenzug BT-CH1000 Kettenflaschenzug Einhell-Germany AG
Foliodrape® OP-Tape Elastische Klebestreifen Paul Hartmann Ges.m.b.H, Neudorf
Fuhrmann: Mullkompressen steril 10 x 20 cm, 8fach
Mullkompressem Fuhrmann GmbH, München
Humid-Vent® Filter Com-pact S
Viren-/ Bakterienfilter Teleflex® Medical, Dublin
Infusomat® Space Line Infusionsleitung mit zweiteili-ger Tropfkammer
B.Braun Melsungen GmbH
Injekt® 3, 5, 10 oder 20 ml Spritzen B. Braun Melsungen GmbH
Material und Methoden
28
Kirschner - Draht 1,2 mm Titandraht BF Medizintechnik GmbH, Emmingen
Latex Surgical Gloves, Powder Free 8½ und 6½
Sterile Handschuhe Ansell Health Care Europe, Brussels
Leukoplast®, 5 m x 2,5 cm Rolle
Rollenpflaster BSN Medical GmbH
Lever Block Doppelratschen-Kettenzug bis 1500 kg
Berger & Schröter GmbH, Hagen
MonocrylTM 2-0 Synthetisches, resorbierba-res Nahtmaterial, 70 cm mit ½ kreisförmiger Rundkörper-nadel
Ethicon®, Johnson & John-son Medical GmbH
Mullwatterolle 40 cm x 5m Polsterwatte Curavet by WDT Garbsen
OP-Abdecktücher Abdecktücher aus 100 % Baumwolle
Stücker Medesign GmbH, Holzwickede
Safil®, 3/0 Resorbierbares, syntheti-sches Nahtmaterial mit ½ kreisförmiger Rundkörperna-del, 70 cm
B. Braun, Melsungen AG
Scotch Cast™ Plus 7,6 cm x 3,6 m
Synthetischer Stützverband 3M Deutschland GmbH, Health Care Buisness, Neuss
Seralon 3/0 Synthetisches, nicht resor-bierbares Nahtmaterial mit 3/8 kreisförmiger, schnei-dender Nadel, 50 cm
Serag Wiessner
Sterican® Gr. 1, 20 G Standardkanülen B. Braun, Melsungen GmbH
Tierbergungs- und Trans-portnetz
Helikopternetz Pferdeambulanz Dienst, Bau und Ausrüstungen, Embrach (Tierspital Zürich)
Tracheal-Tubus, Größe 75 mm
Einweg-Trachealtubus Medos Medizintechnik GmbH, Stolberg
Tricofix®, C/3, 4 x 20 cm Elastischer Schlauchverband BSN Medical GmbH
Vasofix® Braunüle® Venenverweilkanüle mit Zuspritzport und FEP-Katheter
B.Braun, Melsungen, GmbH
Material und Methoden
29
3.1.2 Herstellung und Eigenschaften der Implantate
Die Implantate aus einer Nickel-Titan-Formgedächtnislegierung wurden im Laser-
zentrum Hannover hergestellt, wie bereits zuvor durch unsere Arbeitsgruppe
beschrieben (PFEIFER et al. 2010; 2013). Im Rahmen des Herstellungsprozesses
wurden 0,5 und 1 mm dicke Nickel-Titan-Platten mit einem Argon betriebenen Nd:
YAG-Laser geschnitten. Die Einzelteile wurden verschraubt, eingespannt und dann
mittels Laser zu einem Implantat verschweißt. Vor der in vivo Testung wurde die
Schweißnaht mittels Zugproben, die Biegesteifigkeit im Wasserbad und die Stabilität
der Implantate mit Dauerfestigkeitstests geprüft (OLENDER et al. 2011).
Die Funktionsweise der Implantate beruht auf der Eigenschaft von Formgedächtnis-
legierungen ihre Form durch eine Induktion zu verändern. Im Martensit, der Nieder-
temperaturphase konnte das Implantat durch seine Struktur leicht mechanisch
verformt werden (PFEIFER, et al. 2013). Es erfolgte eine Erhitzung oberhalb der
Austenit-Start-Temperatur, wodurch das Implantat in die Austenitphase (Hoch-
temperaturphase) gebracht wurde und sich zurück in seine Ausgangsform formte.
Der Prozess war beendet, wenn die Austenit-End-Temperatur erreicht war. Durch
Abkühlen des Implantats unter die Martensit-Start-Temperatur ging es wieder in die
Martensitphase über. Die Form blieb jetzt konstant. Es handelt sich hierbei um einen
Einweggedächtnis-Effekt (one-way-memory-effect), das bedeutet, dass die Form
nach erfolgter Induktion nicht zurück geführt werden kann. Die Temperaturen bei
denen diese Übergänge stattfinden, sind abhängig von der Zusammensetzung des
Materials (PFEIFER, et al. 2013). Der Vorgang der Induktion ist schematisch in
Abbildung 3 dargestellt.
Material und Methoden
30
Martensit Martensit
Martensit Austenit
Abb. 3: Schematische Darstellung des Einweggedächtnis-Effekts (Mechanische Verformung in der Martensitphase. Durch Temperaturerhöhung oberhalb der Austenit-Start-Temperatur Übertritt in die Austenitphase und zurückerlangen der Ausgangsform. Nach Abkühlen unter die Martensit-Start-Temperatur Übergang in die Martensitphase. Die Form bleibt konstant. (eigene Darstellung)
Entsprechend dem von Epari et. al vorgeschlagenen Konzepts der inversen Dynami-
sierung diente der One-Way-Memory-Effekt bei den entwickelten Implantaten der
Erhöhung der Steifigkeit. Diese Veränderung fand im mittig liegenden Funktions-
bereich statt (siehe Abb. 3). In der deformierten Form wies die Platte eine niedrigere
Steifigkeit auf und erlaubte somit eine „flexiblere“ Fixierung der Fraktur, die inter-
fragmentäre Bewegungen zuließ. Nach der Induktion waren die Platten im Funktions-
bereich begradigt und die Steifigkeit war resultierend erhöht. Dies führte zu einer
rigideren Fixierung der Fraktur.
Die Dimensionen der Implantate orientierten sich an standardisierten Großfragment
Platten (9 - Loch, 4,5 mm LCP), welche in der Humanmedizin routinemäßig ver-
wendet werden. (DECKER et al. 2015) Die Implantate bestanden aus acht Löchern
mit einem mittig liegenden Funktionsbereich. Sie wurden in einer Pilotstudie im
Großtiermodell zwei Schafen implantiert und auf ihre Funktionalität und in vivo
Mechanische
Verformung
Tempera-
tur-
erhöhung
Abkühlung
Material und Methoden
31
Verträglichkeit hin getestet (DECKER et al. 2015). Es bestand der Verdacht, dass
alle Löcher in einer Flucht zu Fissuren im spröden Schafknochen führten. Dies wurde
bei den Implantaten für die Hauptversuche berücksichtigt und die Löcher wurden
versetzt angeordnet (siehe Abb. 3 und 4).
3.1.2.1 Implantat 1
Die Dimension des Implantats war 123 mm x 15 mm x 9 mm. Im Funktionsbereich
belief sich der Abstand zwischen den beiden äußeren Aktorenblechen und dem
mittleren Blech auf jeweils 2 mm. Das Implantat bestand aus neun 1 mm dicken
Platten. Bei den vier äußeren Aktorenblechen handelte es sich um eine Legierung
der Firma Ingpuls (Bochum), bei den weiteren Platten um eine kommerziell
erhältliche Legierung der Firma Johnson Matthey & Brandenberger AG (Zürich).
Abb. 4: Implantat 1; A: gerade; B: gebogen (eigene Darstellung)
Im Verlauf der Hauptversuche zeigte sich jedoch wiederholt ein Implantatversagen
(Siehe Kapitel 4.1). Auf Grund dessen entwickelten wir ein überarbeitetes Design der
Platte, das nach biomechanischer Testung im weiteren Verlauf des Versuches ein-
gesetzt wurde und eine gute Funktionalität aufwies.
A B
Material und Methoden
32
3.1.2.2 Implantat 2
Die Abmessungen dieses Implantats beliefen sich auf 128 mm x 15 mm x 8 mm. Der
Abstand zwischen den Aktorenblechen und dem Mittelblech belief sich auf jeweils
1,5 mm. Das Implantat bestand aus sieben 1 mm dicken und zwei 0,5 mm messen-
den Platten. Implantat 2 war im Vergleich zu Implantat 1 5 mm länger, wodurch die
Löcher weiter vom Funktionsbereich entfernt angeordnet werden konnten. Darüber
hinaus lagen die innersten und äußerten Löcher genau in der Implantatmitte, die
anderen Löcher lagen weiterhin versetzt. Alle Platten bestanden aus der kommerziell
erhältlichen Legierung der Firma Johnson Matthey & Brandenberger AG (Zürich).
Abb. 5: Implantat 2; A: gerade; B: gebogen (eigene Darstellung)
Abb. 6: A: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Draufsicht; B: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Seitenansicht
A B
-1
-2
-1
-2
A B
Material und Methoden
33
3.2 Methoden
3.2.1 Der Tierversuch
Dieser Tierversuch wurde durch das Niedersächsische Landesamt für Verbraucher-
schutz und Lebensmittelsicherheit unter dem Aktenzeichen 12/0967 genehmigt.
Bei der vorliegenden Studie wurden 14 weibliche Schafe der Rasse Schwarzköpfiges
Fleischschaf im Alter zwischen drei und vier Jahren und einem Gewicht von 61 bis
84 kg verwendet. Es wurden ausgewachsene Tiere ausgewählt, um im Rahmen des
Versuches möglichst genau die humane Belastung zu simulieren. Vor Versuchs-
beginn erfolgte der Ausschluss der Trächtigkeit durch die Kleine Klauentierklinik der
Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover.
Bei Anlieferung der Tiere im Zentralen Tierlabor der Medizinischen Hochschule
Hannover (MHH) erfolgte die Identifikation anhand ihrer Ohrmarken. Zusätzlich
wurden eine allgemeine und eine parasitologische Untersuchung über eine Kot-
sammelprobe durchgeführt.
Die Tiere wurden zunächst im Außengehege des Zentralen Tierlabors (ZTL)
aufgestallt, wo sie, in Gruppen von vier bis sechs Tieren, einen 15 m² großen Stall
mit Auslauf zur Verfügung hatten. Eine Woche vor der Operation wurden die
jeweiligen Tiere in den Innenraum des ZTLs gebracht, wo sie einzeln in Gitterboxen
von etwa 8 m² mit Sichtkontakt zueinander gehalten wurden.
Die Fütterung der Tiere bestand aus Heu und Wasser ad libitum. Zusätzlich erfolgte
zwei Mal täglich die Fütterung von 250 g pelletiertem Schaffutter aus der Hand, um
die Tiere an die Menschen sowie den täglichen Umgang zu gewöhnen. Dies führte
dazu, dass die Schafe im alltäglichen Umgang während des Versuches ruhig blieben
und damit zur Vermeidung von unnötigem Stress für die Tiere und geringerem
Verletzungsrisiko durch mögliche Fluchtbewegungen. Nach der Aufstallung im Innen-
raum wurde die Kraftfuttermenge auf 180 g reduziert, um eine Gewichtszunahme
durch die geringere Bewegung zu vermeiden. Das Gewicht der Schafe sollte
möglichst konstant bleiben um keine zusätzliche Belastung des operierten Beines
postoperativ zu erzeugen.
Material und Methoden
34
3.2.2 Überblick über den Versuchsaufbau
3.2.2.1 Die Operation
Präoperativ wurden die Schafe auf ihre Narkosefähigkeit hin untersucht und 24
Stunden nüchtern gesetzt. Wasser stand weiter ad libitum zur Verfügung. Ein Schaf
wurde als narkosefähig angesehen, wenn es bei der präoperativen klinischen
Allgemeinuntersuchung keine Anzeichen für eine Erkrankung zeigte.
Am Tag der Operation erhielten die Schafe einen intravenösen Zugang in die Vena
cephalica. Zur Prämedikation wurden 0,2 mg/kg Dormicum (Midazolam) i.v. verab-
reicht, die Einleitung erfolgte mit 4-6 mg/kg Propofol intrvenös (Ganter et al. 2001).
Im Anschluss wurden die Schafe intubiert sowie eine Magenschlundsonde ge-
schoben, um den Abfluss des Panseninhaltes zu gewährleisten und eine Aspiration
zu vermeiden (GANTER et al. 2001). Auf Grund der anatomischen Verhältnisse
wurden die Schafe auf der rechten Seite gelagert, sodass der Pansen im linken
Abdomen oben zu liegen kam, ein Aufgasen verhindert und ein Abfluss durch die
Sonde gewährleistet wurde. Da der operative Zugang von medial erfolgen sollte,
wurde das rechte Hinterbein geschoren und gereinigt.
Die Aufrechterhaltung der Narkose wurde präoperativ bedarfsorientiert mit Propofol
gewährleistet, im Anschluss im Operationssaal mit einer Inhalationsnarkose mit 2-4
% Isofluran. Die Schafe wurden maschinell mit einem Luft- und Sauerstoffzufluss
beatmet. Herzrhythmus, Blutdruck und Körperinnentemperatur wurden im Rahmen
der Vitalparameterüberwachung während der Dauer der Narkose überwacht.
Zusätzlich erfolgte eine perioperative Analgesie mit 4 mg/kg Rimadyl (Carprofen) i.v.
sowie die Antibiotikaprophylaxe mit Veracin (Penicilindihydrostreptomycin) 0,04
mg/kg subkutan. Zur intraoperativen Analgesie wurde Fentanyl 5-10 µg/kg intravenös
verabreicht. Für die Dauer der Narkose wurde Ringer-Acetat 5-10 ml/kg/h zur
Deckung des Flüssigkeitsbedarfs intravenös zugeführt.
Die Operation wurde stets am rechten Hinterbein durchgeführt. Zur optimalen
Lagerung wurde das linke Hinterbein gepolstert und nach cranial fixiert, um einen
Material und Methoden
35
guten Zugang zum OP-Feld zu gewährleisten. Das rechte Hinterbein wurde gerade
gelagert (siehe Abb. 7).
Um ein steriles Umfeld zu gewährleisten,
wurden die Klauen abgeklebt und die
rechte hintere Klaue zusätzlich mit einem
sterilen Handschuh bedeckt. Das OP-Feld
wurde steril mit Braunoderm gewaschen
und das direkte Umfeld mit sterilen
Tüchern abgedeckt. Der Zugang erfolgte
von medial, da der Knochen hier unmittel-
bar unter der Haut liegt und weder Musku-
latur, noch Gefäße oder Nerven medial verlaufen (KÖNIG & LIEBICH, 2005).
Ein 8-10 cm langer Hautschnitt wurde gesetzt. Nach intensiver Blutstillung und Prä-
paration des subkutanen Bindegewebes erfolgte die Päparation der Tibia unter
Schonung des Periosts. Die Platte wurde probeweise angelegt und gegebenenfalls
dezent mittels Biegepresse gebogen und an den Knochen anmoduliert (siehe Abb.
8 A). Die Platte wurde so positioniert, dass das distale Plattenende unmittelbar
proximal des Malleolus medialis zu liegen kam. Darüber hinaus wurde auf die strikt
mediale Positionierung des Implantates geachtet, da hier der Knochen gerade war
und keine Muskulatur und Sehnen störten. Darüber hinaus erleichterte dies später
die Anfertigung von Röntgenbildern.
Abb. 8: A: Anpassen der Platte; B: Vorbohren Loch 5
Abb. 7: Lagerung Schaf
A B
Material und Methoden
36
Abb. 9: Übersicht über die Bohrlöcher anhand des Implantats
Zunächst wurde Loch 5 mit einem Bohrer der Stärke 2,0 mm, zentral vorgebohrt. An-
schließend wurde das Loch mit einem 3,2 mm Bohrer vergrößert (siehe Abb. 8 B).
Wir entschieden uns für das schrittweise Aufbohren, da wir das Risiko von Fissuren
minimieren wollten. Anschließend erfolgte die Längenmessung und die Insertion von
handelsüblichen, selbstschneidenden 4,5 mm Kortikalis-Schrauben.
Der sichere, bikortikale und zentrale Sitz der Schraube wurde erneut überprüft und
die Platte bei Bedarf nochmals gerichtet. Aus Gründen der Praktikabilität wurde als
nächstes Loch 7 nach dem gleichen Vorgehen vorgebohrt und verschraubt. Die
restlichen Löcher der distalen Seite (6 & 8) wurden zunächst nur vorgebohrt.
Um einen Gap entstehen zu lassen,
wurden zuerst beide distalen Schrau-
ben wieder entfernt und 1,2 mm K-
Drähte in alle 4 distalen Löcher einge-
bracht. Begrenzt durch die Drähte
wurde die Platte nach distal verscho-
ben. Durch das Distalisieren der Platte
konnte so im Folgenden ein konstanter
etwa 3 mm großer Osteotomiespalt
generiert werden.
Im Anschluss wurden Loch 2 und 4 im proximalen Bereich der Platte gebohrt. Die
Platte wurde mittels der zwei, anschließend eingebrachten, proximalen Schrauben in
der Ausgangsposition fixiert, dann das Periost in der Mitte der Platte markiert und die
Platte wieder entfernt. Es erfolgte die Dissektion der periossären Weichteile in der
distal proximal
1 2 3 4 5 6 7 8
Abb. 10: Distalisieren der Platte
Material und Methoden
37
Plattenmitte. Unter Gewebeprotektion
mittels Hohmann-Haken, erfolgte die
Osteotomie mittels oszillierender Säge
unter kontinuierlicher Spülung mit
Ringer-Lösung, zur Minimierung thermi-
scher Schäden. Nach der Durchtrennung
von Knochen und Periost, wurde die
Platte zunächst erneut mit zwei
Schrauben distal und zwei Schrauben
proximal fixiert (Löcher 2, 4, 5, 7). Da
während der Bohrung der proximalen Löcher eine Plattendistalisierung, wie oben
beschrieben, durchgeführt wurde, entstand ein Gap von etwa 3 mm. Im Anschluss
wurden alle Löcher mit Schrauben besetzt (siehe Abb. 12). Die korrekte Positio-
nierung des Implantats wurde röntgenologisch überprüft. Im Anschluss erfolgte
gegebenenfalls die Korrektur von z.B. zu langen Schrauben. Nach ausgiebiger
Spülung der Wunde erfolgte der schichtweise Wundverschluss in Einzelknopftechnik.
Zur zusätzlichen Analgesie postoperativ erhielten die Schafe gegen Ende der
Operation 10 µg/kg Temgesic (Buprenorphin).
Zum Abschluss erfolgte, nach Desin-
fektion der Wunde mit Braunoderm, ein
steriler Wundverband sowie das Anlegen
eines Casts aus Kunststoff nach Polste-
rung der Weichteile. Die Polsterung
bestand aus einer Strumpfbandage als
Basis, mehreren Schichten Delta Dry im
Bereich der potentiellen Druckstellen
(Kronsaum, Calcaneus und dorsales
Endes der Platte), sowie zwei bis drei Lagen Baumwollwatte, fixiert mit Elastomull
Haft. Die proximale Kante des Casts wurde zusätzlich mit Mullwatte und Elastomull
abgepolstert, um Druckulcera und Exkoriationen der Haut zu vermeiden (siehe Abb.
13 A und B).
Abb.11: Osteotomie
Abb. 12: Platte in situ
Material und Methoden
38
Abb. 13: A: Polsterung; B: Cast
Im Anschluss an die Operation wurden die ersten acht Tiere jeweils randomisiert und
in zwei Gruppen eingeteilt. Bei Gruppe I erfolgte nach drei Wochen die elektro-
magnetische Induktion der deformierten Platte, bei Gruppe K wurde die Platte prä-
operativ iatrogen deformiert, aber ohne Induktion belassen. Bei diesen Tieren wurde
Implantat 1 eingebracht. Die weiteren sechs Tiere erhielten Implantat 2 und wurden
in drei Gruppen eingeteilt. Eine Randomisierung wurde auf Grund der geringen
Tierzahl nicht durchgeführt. Bei Gruppe I wurde erneut das deformierte Implantat
nach drei Wochen induziert, bei Gruppe K wurde wieder die deformierte Platte
eingebracht, aber ohne Induktion belassen und bei Gruppe G das gerade,
unverformte Implantat eingebracht. So konnten eine konstant rigide und eine
konstant flexible Fixierung mit der inversen Dynamisierung verglichen werden.
A B
Material und Methoden
39
Tab. 4: Gruppe I1 (Implantat 1, deformiert implantiert und induziert)
Schaf
Datum der Operati-on
Datum der Indukti-on
Euthanasie
2 02.07.2014 23.07.2014 26.08.2014
3 08.07.2014 29.07.2014 29.07.2014
4 29.07.2014 19.08.2014 19.08.2014
6 25.08.2014 15.08.2014 05.09.2014
7 26.08.2014 16.09.2014 16.09.2014
8 01.09.2014 22.09.2014 29.09.2014
Tab. 5: Gruppe K1 (Implantiert 1, deformiert implantiert)
Schaf
Datum der Operation Euthanasie
1 01.07.2014 25.08.2014
5 29.07.2014 29.09.2014
Tab. 6: Gruppe I2 (Implantat 2, deformiert implantiert und induziert)
Schaf Datum der Operati-on
Datum der Indukti-on
Euthanasie
11 12.01.2015 02.02.2015 09.03.2015
12 02.02.2015 23.02.2015 30.03.2015
Tab. 7: Gruppe K2 (Implantat 2, deformiert implantiert)
Schaf
Datum der Operation Euthanasie
13 09.02.2015 07.04.2015
14 10.02.2015 07.04.2015
Tab. 8: Gruppe G2 (Implantat 2, gerade implantiert)
Schaf
Datum der Operation Euthanasie
9 05.01.2015 02.03.2015
10 06.01.2015 03.03.2015
Material und Methoden
40
3.2.2.2 Postoperative Versorgung
Post operationem wurden die Schafe in Tierbergungs- und Transportnetze verbracht.
Sie hatten im Vorfeld der Operation bereits einen Tag um sich daran zu gewöhnen.
Die Netze verhinderten das vollständige Ablegen der Tiere und minderten damit das
Risiko der Wirkung von Scherkräften auf die Fraktur beim Aufstehen (Abb. 13). Im
Stand lagen sie jedoch nur lose an, so dass die Tiere ihre Gliedmaßen voll belasten
und im Stall in einer Führungsschiene laufen konnten. Zugleich wurden auf diese Art
Hautschäden durch Reibung minimiert. Zusätzlich wurden die Netze an besonders
beanspruchten Hautstellen mit Mullwatte gepolstert.
Abb. 14: A: Schaf im Stand; B: Schaf in Ruhe
In der ersten Woche post operationem, war eine engmaschige Kontrolle der Schafe
notwendig. Visiten erfolgten dreimal täglich. Beginnend mit der zweiten Woche wurde
die Frequenz und Intensität der Kontrollen dem Allgemeinzustand der Tiere ange-
passt und gegebenenfalls reduziert.
Die Visiten umfassten eine allgemeine und spezielle Untersuchung der Schafe
sowie eine numerische Schmerzbeurteilung nach dem Schmerzscore von Otto (siehe
Tab. 9) (Schmerztherapie von Klein-, Heim- und Versuchstieren, Parey 2001).
A B
Material und Methoden
41
Tab. 9: Numerische Schmerzbeurteilungstabelle für Schafe nach orthopädischen Eingriffen
Bewertungskriterium Erscheinungsform Score
Vokalisation, sonstige Lautäußerung
Keine Gelegentliches Zähneknirschen Häufiges Zähneknirschen, Stöhn- und Brummgeräusche während der Exspiration
0 1 2
Aktivität Schläft, liegt oder steht ruhig Häufige Positionswechsel oder Aufsteh-versuche Ruhelosigkeit, zielloses Umherlaufen, wirft sich hin
0 1 2
Futter-/ Tränkeaufnahme Normal, normales Wiederkauen Inappetenz, kein Wiederkauen
0 2
Gesichtsausdruck Interessiert an der Umgebung, sucht nach Stroh, Heu oder Wasser Sieht deprimiert aus, sieht sich zur Wunde um Flehmen, „ins Leere starren“
0 1 2
Atemfrequenz Normal, 20 Atemzüge pro Minute 25 – 50 % über normal Mehr als 50 % über normal
0 0,5 1
Lahmheitsgrad Steht und geht normal Normale Gliedmaßenbelastung im Stand, geringgradige Lahmheit in der Bewegung Normale Gliedmaßenbelastung im Stand, deutliche Lahmheit in der Bewegung Zeitweise Entlastung der betroffenen Gliedmaße im Stand, höchstgradige Lahmheit in der Bewegung Keine Belastung der betroffenen Gliedma-ße im Stand oder in der Bewegung , Be-wegungsunlust, liegt überwiegend
0 1 2 3 4
Die Schmerzmedikation in den ersten zwei Wochen post operationem sowie in der
ersten Woche post induktionem erfolgte mit Carprofen (Rimadyl) 2 mg/kg und
Buprenorphinhydrochlorid (Temgesic) 10 µg/kg ein Mal täglich subkutan. In der
ersten Woche nach der Operation und den ersten drei Tagen nach der Induktion
wurde Temgesic zwei Mal täglich subkutan verabreicht. Die Schmerzmedikation
wurde je nach Bedarf erhöht (Beurteilung erfolgte nach dem Schmerzscore). Als
zusätzliches Analgetikum standen z.B. Novalgin-Zäpfchen zur Verfügung (20-50
mg/kg, rektal). Die prophylaktische Antibiotikatherapie erfolgte mit 0,04 mg/kg
Material und Methoden
42
Penicilindihydrostreptomycin (Veracin), einmal täglich subkutan an Tag eins, drei,
und fünf post operationem.
An Tag 21 p.o. erfolgte die Abnahme des Casts bei allen Schafen, sowie die
Induktion bei den Schafen der Gruppe I in Vollnarkose.
3.2.2.3 Die Induktion
Zur Induktion wurden die Schafe erneut narkotisiert (siehe 3.2.2.1). Zunächst wurde
der Cast entfernt und radiologisch die Integrität von Knochen und Implantat
kontrolliert.
Die Verformung vom Martensit-Zustand zurück in den Austenit-Zustand der Platte im
Rahmen der Induktion, resultierte aus dem Anlegen einer elektromagnetischen
Spannung. Hierzu wurde eine wassergekühlte Kombination aus Generator und
Oszillator verwendet, wie zuvor beschrieben (MÜLLER et al. 2010).
Um die Implantate auf eine bestimmte Temperatur erhitzen zu können, wurde ein
Regelkreis in das System integriert (MÜLLER et al. 2010). Die Spule aus drei Kupfer-
spiralen wurde an die Haut, möglichst nahe an das Implantat heran gebracht und
eine Spannung von 250 kHz angelegt. Es entstand eine elektromagnetische
Spannung im Implantat - es floss Wirbelstrom - und das Implantat erwärmte sich. Zur
Kontrolle der Erwärmung wurde eine Temperatursonde aus Glasfaser durch eine
Braunüle subkutan an das Implantat herangeführt (siehe Abb. 15 A).
Material und Methoden
43
Abb. 15: A: Die Induktion; B: Temperaturverteilung im Implantat bei der Induktion mit Wärmebildkamera (Aus: A nickel-titanium shape memory alloy plate for contactless inverse dynamization after internal fixation in a sheep tibia fracture model - a pilot study)
Durch die elektromagnetische Induktion entstand die Wärme im Implantat und wurde
nur sekundär an das umliegende Gewebe abgegeben. Durch die schlechtere
Wärmeleitfähigkeit des Gewebes erreichte so nur das Implantat die Zieltemperatur
(siehe Abb. 15 B). Insgesamt wurden für 40 Sekunden eine Frequenz von 250 kHz
und eine Energie von 5 kW angelegt. Bis zur Rückverformung der Platte, maß die
Temperatursonde eine Temperatur von ca. 45 ° Celsius (siehe Abb. 16).
Abb. 16: Graphische Darstellung des Temperaturverlaufs der induzierten Schafe, gemessen durch die subkutane Sonde, Daten zur Verfügung gestellt von Ronny Pfeifer, Laserzentrum Hannover
30
32
34
36
38
40
42
44
46
0 200 400 600 800 1000
Te
mp
era
tur
in G
rad
Cels
ius
Zeit in Sekunden
Temperaturverlauf induktive Erwärmung, subkutane Sonde
Schaf 8
Schaf 12
Schaf 2
Schaf 11
A B
Material und Methoden
44
Der Erfolg der Induktion wurde röntgenologisch überprüft (siehe Abb. 17 A und B)
und die Schafe dann anschließend mit einem leichten Stützverband für die nächsten
1-2 Tage versorgt.
Abb. 17: A: Röntgenkontrolle pre induktionem, Ausgangszustand: Platte mit deformiertem Funktionsbereich; B: Röntgenkontrolle post induktionem, Funktionsbereich wieder gerade
Alle induzierten und nicht induzierten Schafe standen eine weitere Woche im Netz,
das an Tag 28 entfernt wurde. Eine reguläre Röntgenkontrolle erfolgte ebenfalls an
Tag 28. An Tag 56, 8 Wochen postoperativ, erfolgte die Euthanasie nach Narkotisie-
rung der Tiere mit Pentobarbital-Natrium (Release) 450 mg/10kg und die Entnahme
der Tibiae beidseits. Diese wurden nach Entfernung der Platten, bis zu den weiter-
führenden Untersuchungen bei minus 80 Grad eingefroren.
3.2.3 Röntgen
Die Röntgenkontrollen erfolgten jeweils postoperativ vor dem Wundverschluss,
unmittelbar pre und post induktionem, sowie in Woche 4 und im Anschluss an die
Euthanasie. Es wurden jeweils Aufnahmen in zwei Ebenen angefertigt. Bei Bedarf
wurden zusätzliche Röntgenkontrollen, je nach Zustand der Tiere, veranlasst. Zu den
Röntgenkontrollen außerhalb von Operation und Induktion wurden die Tiere einzeln
in den Röntgenraum transportiert und zum Röntgen umgesetzt.
A B
Material und Methoden
45
3.2.4 Schmerzscore
Wie bereits im postoperativen Verlauf beschrieben, wurde bei jedem Tier einmal
täglich ein numerischer Schmerzscore (siehe Tab. 9) erhoben und später aus-
gewertet.
3.2.5 µ-CT
Zur µ-tomographischen Untersuchung wurden die Tibiae der Schafe, die an Tag 57
euthansiert wurden, einzeln in den Probenhalter des µ-Computertomographen
platziert. Die Knochen wurden mit der maximal möglichen Auflösung gescannt (3072
* 3072 Pixel). Die Schichtdicke lag bei 41 µm, eine Spannung von 60 kV und eine
Stromstärke von 900 µA wurde angelegt. Die Integrationszeit betrug 100 ms. Dies
entsprach den feinstmöglichen Einstellungen des Gerätes.
Zunächst wurde der auszuwertende Bereich festgelegt. Hierzu wurde zu Beginn die
Mitte des Frakturspaltes bestimmt. (z.B. Bereich des Frakturspaltes: Schnitt 819 bis
Schnitt 923, die Mitte ergibt sich aus dem Mittelwert: Schnitt 871) Von diesem Schnitt
ausgehend, wurden jeweils 400 Schnitte in beide Richtungen gewählt (insgesamt
also 801 Schnitte). Dies entsprach dem Zwischenraum zwischen den beiden inneren
Schrauben und damit dem Hauptbereich des Kallus. Diese gleichbleibende Fest-
legung des auszuwertenden Bereichs bei allen Knochen wurde gewählt um eine
möglichst große Vergleichbarkeit der Ergebnisse zu erreichen.
Auf den µ-CT-Bildern stellten sich drei Schichten unterschiedlicher Dichte dar. Der
Knochen, der dichtere mineralisierte Kallus und der weniger dichte Kallus. Diese
Bereiche wurden jeweils einzeln ausgewertet. Hierzu musste zunächst auf jedem
einzelnen Slice die Region of Interest (ROI) für jede Schicht von Hand konturiert
werden (siehe Abb. 18).
Material und Methoden
46
Abb. 18: Konturierung des harten Kallus (grün: innerhalb, rot; außerhalb des markierten Bereichs)
Schwellenwerte für die Bereiche wurden festgelegt (Knochen: 220, dichter Kallus
120, weniger dichter Kallus 30). Das Evaluationsprogramm schloss für die Berech-
nungen alle Strukturen ein, die sich innerhalb der festgelegten ROI befanden und
oberhalb des Schwellenwertes lagen. Es wurden verschiedene Werte berechnet. Für
unsere Auswertung haben wir folgende herangezogen, die gut geeignet zur Ein-
schätzung der Frakturheilung sind ( AUGAT et al. 1997; MORGAN et al. 2009):
TV (Total Callus Volume): beschreibt das Gesamtvolumen des Kallus im Aus-
wertungsbereich in mm³
BV (Bone Volume): beschreibt das Gesamtvolumen des mineralisierten Kallus
im Auswertungsbereich in mm³
BV/TV: Volumetrischer Anteil des Knochens am Gesamtvolumen des Kallus
in %
TMD (Tissue Mineral Density): Dichte des mineralisierten Gewebes in mg
HA/cm³
BMD (Bone Mineral Density): Dichte des mineralisierten Knochens
BMC=BV*TMD (Bone mineral content): beschreibt den Knochenmineralgehalt
im Auswertungsbereich
Material und Methoden
47
Abb. 19: A: µ-CT Aufnahme einer Schaftibia, Es stellen sich drei Schichten dar: Knochen (1), dichterer Kallus (2) und weniger dichter Kallus (3); B: 3D Darstellung des Knochens und harten Kallus
3.2.6 Biomechanische Untersuchung / Vier - Punkt - Biegung
Die biomechanischen Tests, sowie deren Auswertung fanden in Zusammenarbeit mit
Manuel Krämer im Labor für Biomechanik und Biomaterialien der Medizinischen
Hochschule Hannover statt. Die Knochen wurden zunächst aufgetaut und die
Epiphysen von Weichteilgeweberesten befreit um einen besseren Halt im geplanten
Versuchsaufbau in der Materialprüfmaschine zu gewährleisten (858 Mini-Bionix,
Firma MTS). Für noch größere Stabilität wurden hier zwei Schrauben vertikal zum
Knochen eingebracht. Die Epiphysen wurden anschließend in drei Komponentenharz
(Rencast FC 52/53 Isocyanate, FC 53 Polyol, Füller DT 982 der Firma Gössl&Pfaff
GmbH) eingebettet, sodass eine freie Fläche von 140 mm der Diaphyse erhalten
blieb. Nach einer Aushärtungszeit des Harzes von 20 Minuten konnte der Knochen in
die Prüfmaschine eingespannt werden (siehe Abb. 20 A und B).
Der mobile Teil der Prüfmaschine wurde langsam auf den Knochen herabgesenkt bis
die vier Druckpunkte mit einer Vorspannung von 30 Newton anlagen. Im Anschluss
wurde der Druck langsam gesteigert bis zur Frakturierung (load to failure test).
Getestet wurden sowohl die operierte, als auch die kontralaterale Seite aller Schafe,
die planungsgemäß an Tag 57 euthanasiert wurden. Die so ermittelte maximale Kraft
-1
-2
-3
Material und Methoden
48
bis zur Frakturierung wurde ermittelt, ebenso wie die Struktursteifigkeit der einzelnen
Knochen und die prozentuale Abnahme dieser Werte zwischen der operierten und
der intakten Seite. Die Struktursteifigkeit wurde nach folgender Formel ermittelt
(WELKE et al. 2013):
Mb ist definiert als das Biegemoment, l die Länge des Knochens, d die Biegung in
der Mitte der Diaphyse des Knochens und fa die axiale Verschiebung des mobilen
Teils der Prüfmaschine.
Abb. 20: A: 858 Mini Bionix; B: eingespannter Knochen vor der 4-Punkt-Biegung
Material und Methoden
49
3.2.7 Statistik
Verwendet wurde das Programm SPSS, Version 23 der Firma IBM zur Berechnung
der Mittelwerte und Durchführung des Levene-Tests auf Homogenität der Varianz
und des t-Tests für unabhängige Stichproben beim Schmerzscore. Ergebnisse mit
p ≤ 0,05 wurden als signifikant angesehen, Ergebnisse mit p ≤ 0,01 wurden als hoch
signifikant angesehen. Die Berechnung der weiteren Mittelwerte erfolgte mit Micro-
soft Excel 2007.
Ergebnisse
50
4 Ergebnisse
4.1 Durchführung und Komplikationen
Die Durchführung der Narkose sowie der Operation verlief bei allen 14 Tieren
komplikationslos. Auch im postoperativen Behandlungsverlauf zeigten sich keine
Komplikationen wie Wundinfektionen oder gastrointestinale Probleme durch die
Narkose. Trotz der Polsterung des Netzes und präventiver Behandlung mit Zink-
salbe, fanden sich bei fast allen Tieren in einzelnen Bereichen leichte Druckstellen,
Reizungen der Haut und bei zwei Tieren Ulzerationen im Bereich der Kniefalten, der
Ellenbogen oder des Brustbeins, hervorgerufen durch das Scheuern des Netzes. Alle
Schafe zeigten eine hohe Akzeptanz gegenüber Cast und Netz sowie den durchge-
führten Behandlungen. Nach Entfernung des Casts an Tag 22 zeigten einige Schafe
eine leichte Schwellung des operierten Beines für wenige Tage. Die Castabnahme
verlief ebenso komplikationslos wie die Entfernung des Netzes an Tag 29.
Die Induktion unter Vollnarkose konnte bei allen zu induzierenden Tieren erfolgreich
durchgeführt werden und stellte auch hier wieder im Verlauf keine Schwierigkeit für
die Tiere dar. Nach der Entfernung des Casts zeigte sich die Naht reaktionslos und in
Abheilung. Im Bereich des Implantats waren keine Hinweise auf eine Entzündung zu
finden. Allerdings ergab sich bei Implantat 1 eine vorzeitige Euthanasie bei mehreren
Schafen. Bei zwei Tieren auf Grund von tiefen Ulzerationen im Bereich der Platte,
diese entstanden vermutlich durch Brechen der obersten Lamelle im Funktions-
bereich und damit ein verändertes Druckverhältnis. Drei weitere Tiere mussten zu
unterschiedlichen Zeitpunkten auf Grund von Implantatversagen (Plattenbruch, siehe
Abb. 21 B) euthanasiert werden, bei einem Schaf zeigte sich röntgenologisch der
Bruch der obersten Lamelle im Funktionsbereich. Es wurde ebenfalls euthanasiert
(siehe Tabelle 10). Auf Grund der hohen Versagensrate von Implantat 1 wurde das
Plattendesign überarbeitet, die Schwachstellen ausgebessert und nach erneuter
Überprüfung mittels Dauerfestigkeitstest bei den verbliebenen sechs Tieren Implantat
2 implantiert. Die Plattenbrüche traten immer am Bereich zwischen Mittelteil und den
innersten Löchern auf. Da die Löcher nicht mittig lagen, entstand ein ungleich-
Ergebnisse
51
mäßiger Zug auf diesen Bereich, der damit zur Schwachstelle wurde (siehe Abb. 21
A). Nach Vergrößerung des Abstandes der Löcher zum Mittelteil und mittiger
Anordnung der beiden innersten Löcher, traten keine weiteren Plattenbrüche auf. Bei
einem Tier zeigte sich bei der Explantation des Implantats, dass auf Grund der
anatomischen Verhältnisse die proximale Schraube ausgebrochen und die zweite
Schraube von proximal nicht mehr fest verankert war, sonst war das Tier unauffällig.
Bei der Explantation der Tibia zeigte sich makroskopisch, dass die Implantate
vollständig von Gewebe umschlossen umschlossen waren. Keine Entzündungs-
zeichen wie Schwellung oder Hyerämie waren festzustellen.
Abb. 21: A: Platte nach Entnahme post mortem, oberste Lamelle angebrochen; B: gebrochene Platte post mortem, nach Entfernung des Weichteilgewebes und der beiden cranialen Schrauben
A
B
Ergebnisse
52
Tab. 10: Übersicht über Tag, Grund und Besonderheiten der Euthanasie der einzelnen Schafe
Tier Implantat Induktion durchgeführt
Tag der Euthanasie
Grund der Eu-thanasie
Besonderheiten
1 1 Nein 57 Regulär Nein
2 1 Ja 57 Regulär Nein
3 1 Nein 22 Ulcus im Bereich des dorsalen Plattenrands
Feststellung bei Castabnahme zur Induktion, Schmerz-score unauffällig
4 1 Nein 22 Platte mittig ge-brochen, flächi-ge Ulzeration und Nekrotisierung
Feststellung bei Castabnahme zur Induktion, Schmerz-score unauffällig
5 1 Nein 30 Platte mittig ge-brochen
Schlechtere Belas-tung seit 24 Stun-den, Feststellung durch Röntgenkon-trolle
6 1 Nein 12 Platte mittig ge-brochen
Ggr. schlechtere Belastung seit 24 Stunden, Feststel-lung durch Rönt-genkontrolle
7 1 Nein 22 Ulcus am dista-len Plattenrand, oberste Lamelle der Platte ange-brochen
Feststellung bei Castabnahme zur Induktion, Schmerz-score unauffällig
8 1 Ja 29 Oberste Lamelle der Platte ge-brochen
Feststellung bei regulärer Röntgen-kontrolle, gute Be-lastung
9 2 Nein 57 Regulär Nein
10 2 Nein 57 Regulär Nein
11 2 Ja 57 Regulär Nein
12 2 Ja 57 Regulär Nein
13 2 Nein 58 Regulär Nein
14 2 Nein 57 Regulär Nein
4.2 Klinische Untersuchungen und Schmerzscore
Alle Tiere wurden bis zu drei Mal täglich klinisch allgemein untersucht und einmal
täglich wurde der Schmerzscore erhoben (siehe Tab. 9). Es wurden keine Anzeichen
auf postoperative Infektionen festgestellt. Sie zeigten in den ersten zwei bis drei
Ergebnisse
53
Tagen postoperative Schmerzen mit hochgradiger bis höchstgradiger Lahmheit
einhergehend. Darüber hinaus fiel bei allen 14 Schafen eine erhöhte Atemfrequenz
auf. Acht Tiere zeigten in den ersten beiden Tagen post OP Zähneknirschen, zwei
Tiere zeigten geringgradige (ggr.) Unruhe, vier Tiere ggr. Depression und Um-
schauen zur Wunde, ein weiteres Tier zeigte am zweiten Tag post OP eine ggr.
Inappetenz. Alle anderen Tiere zeigten bereits kurz nach dem Aufwachen einen
guten Appetit und wenige Tage nach der Operation eine gute Belastung der operier-
ten Gliedmaße. Bei den Schafen, bei denen die Induktion an Tag 22 durchgeführt
wurde, konnte ein leichter Anstieg des Schmerzscores für zwei bis drei Tage
beobachtet werden. Auch bei den Tieren ohne Induktion, konnte nach der
Castabnahme ein kurzzeitiger Anstieg des Schmerzscores beobachtet werden,
ebenso wie in den ersten Tagen nach Abnahme des Netzes (siehe Abbildung 22-27).
Zwei der vorzeitig euthanasierten Schafe zeigten einen kurzzeitigen Anstieg des
Schmerzscores bedingt durch ggr. Bewegungsunlust, gelegentliches Entlasten der
operierten Gliedmaße und leichte Verschlechterung des Lahmheitsgrades. Die
graphische Darstellung des durchschnittlichen Schmerzscores aller Tiere findet sich
in Abb. 22.
Abb. 22: Durchschnittlicher Schmerzscore aller Tiere pro Behandlungstag
0
1
2
3
4
5
6
1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55 58
du
rch
sc
hn
ittl
ich
er
Sc
hm
erz
sc
ore
Tage postoperativ
Durchschnittlicher Schmerzscore pro Tag
ø Schmerzscore
OP
In-
dukti
on
Netz
ab
Ergebnisse
54
Abb. 23: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe I1 (Implantat 1), Euthanasie der Tiere ist mit x ge-kennzeichnet
Abb. 24: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe K1 (Implantat 1), Euthanasie der Tiere ist mit x ge-
kennzeichnet
0
1
2
3
4
5
6
0
1
2
3
4
5
6
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23 25 27 29 31 33 35 37 39 41 43 45 47 49 51 53 55 57
Wert
e S
ch
merz
sco
re
Tage postoperativ
Gruppe I1
Schaf 2
Schaf 4
Schaf 6
Schaf 7
Schaf 8
Schaf 3
0
1
2
3
4
5
6
1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55
We
rte S
ch
me
rzs
co
re
Tage postoperativ
Gruppe K1
Schaf 1
Schaf 5
Induktion
Cast ab
Netz ab
Netz ab
Ergebnisse
55
Abb. 25: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe G2 (Implantat 2)
Abb. 26: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe I1 (Implantat 2)
Abb. 27: Verlauf des Schmerzscores postoperativ in Gruppe K2
0
1
2
3
4
5
6
7
1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55
We
rte
Sc
hm
erz
sc
ore
Tage postoperativ
Gruppe G2
Schaf 9
Schaf 10
0
1
2
3
4
5
6
1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55
We
rte S
ch
me
rzs
co
re
Tage postoperativ
Gruppe I2
Schaf 11
Schaf 12
0
1
2
3
4
5
6
1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37 40 43 46 49 52 55
We
rte S
ch
me
rzs
co
re
Tage postoperativ
Gruppe K2
Schaf 13
Schaf 14
Cast ab
Induktion
Cast ab Netz ab
Netz ab
Netz ab
Ergebnisse
56
Es fanden sich keine signifikanten Unterschiede beim durchschnittlichen Schmerz-
score über den gesamten Zeitraum zwischen den Gruppen (Gruppe G2/I2: p=0,294;
Gruppe G2/K2: p=0,666, Gruppe I2/K2: p=0,543). Hoch signifikant war die Differenz
im durchschnittlichen Schmerzscore der Tiere zwischen den ersten beiden Wochen
und den letzten beiden Wochen (p=0,000). Auch zwischen den induzierten und nicht
induzierten Tieren zeigten sich keine signifikanten Unterschiede zwischen den
Gruppen über den gesamten Zeitraum (p=0,485), in den ersten zwei Wochen
(p=0,761) oder in den letzten beiden Wochen (p=0,160).
Schon kurz nach der Operation belasteten alle Schafe wieder alle vier Gliedmaßen.
Nach kurzer Gewöhnung an das Gehen mit Cast konnte anhand des
Lahmheitsscores eine schnelle Verbesserung der Lahmheit beobachten werden.
Kurze Verschlechterungen in den bereits erwähnten Zeiträumen sind auch hier zu
beobachten. Zur Euthanasie an Tag 57 waren alle Tiere annähernd lahmfrei bis voll-
ständig lahmfrei. Die graphische Darstellung des Lahmheitsgrades der Tiere mit
Implantat 2 findet sich in Abb. 28.
Abb. 28: Verlauf des Lahmheitsscores der Gruppen G2, I2 und K2 postoperativ
0
0,5
1
1,5
2
2,5
3
3,5
4
4,5
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23 25 27 29 31 33 35 37 39 41 43 45 47 49 51 53 55 57
Lah
mh
eit
ssco
re
Tage postoperativ
Vergleichender Lahmheitsscore Implanat 2
G2
I2
K2
Induktion Netz ab
Ergebnisse
57
4.3 Röntgen
Alle Tiere zeigten im Verlauf der Röntgenkontrollen eine deutliche Kallusbildung als
Resultat einer sekundären Frakturheilung. Bereits zur Induktion an Tag 22 war bei
allen Schafen eine beginnende periostale Kallusbildung auf der kontralateralen Seite
der Platte zu beobachten. Bei der regulären Kontrolle an Tag 29 war der Kallus bei
der Hälfte der Schafe als Manschette um den Frakturspalt gelegt. Zur Abschluss-
kontrolle an Tag 57 zeigten drei Tiere bereits einen gut durchbauten Frakturspalt,
zwei Tiere einen fast vollständig durchbauten und drei Tiere einen teilweise
durchbauten Frakturspalt. Optische Unterschiede zwischen den Gruppen waren nicht
erkennbar. Bei zwei Tieren mit schlechterer Belastung wurden zusätzliche Röntgen-
kontrollen durchgeführt, bei einem Tier war die Platte vollständig gebrochen, bei dem
anderen die oberste Lamelle des Funktionsbereichs. Bei einem weiteren Tier wurde
in der regulären Kontrolle eine angebrochene Lamelle festgestellt. (Siehe Abb. 28
A-F) Die Ausmessung des operativ generierten Gaps/Frakturspalts ergab bei den
Schafen Werte zwischen 2 und 4 mm. Bei allen Tieren war der Spalt auf der Seite
des Implantats größer (3 - 4 mm), als auf der kontralateralen Seite (2 - 3 mm).
A B
Ergebnisse
58
Abb. 29: Kallus ist jeweils rot markiert A: Röntgenkontrolle Tag 1 intra operationem; B: Röntgenkontrolle Tag 22; intra induktionem; C: Röntgenkontrolle Tag 29; D: Röntgenkontrolle Tag 57 im Vergleich zur kontralateralen Sei-te; E: Röntgenkontrolle vor Abbruch, Implantatversagen; F: Röntgenkontrolle vor Abbruch, oberste Lamelle an-gebrochen
4.4 µ-CT
Bei der µ-tomographischen Auswertung wurde der Hauptbereich des Kallus be-
wertet. In Tabelle 11 sind die ermittelten Werte vergleichend zwischen Knochen,
dichtem und weniger dichtem Kallus für jedes Tier dargestellt. Die Werte werden
anhand von Säulendiagrammen im Folgenden näher erläutert. In diese weiteren
Auswertungen wurden nur die Tiere 9-14 einbezogen (Gruppen G2, I2 und K2).
C D
E F
Ergebnisse
59
Tab. 11: Übersicht über die ermittelten µ-CT Parameter für Kallusvolumen (TV), Volumen des mineralisierten
Kallus (BV), volumetrischer Anteil des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen (BV/TV), Dichte des minerali-sierten Gewebes (BMD), Dichte des Kallusgewebes (TMD) und der Mineralgehalt (BMC)
Schaf BV (mm³) TV (mm³) BV/TV (%)
BMD (mg HA/cm³)
TMD (mg HA/cm³)
BMC
1: Knochen 4866,63 5784,55 0,83 1219,92 1110,06 5402,32
1: dichter Kallus
4906,93 5426,87 0,90 743,72 672,00 3297,44
1: weicher Kallus
11782,73 13910,32 0,85 -0,05 -52,82 -622,30
2: Knochen 4830,83 5983,12 0,81 1204,95 1078,20 5208,43
2: dichter Kallus
8158,53 9113,70 0,90 713,96 631,07 5148,64
2: weicher Kallus
14167,26 15288,05 0,93 22,40 -9,29 -131,58
9: Knochen 5064,44 5255,42 0,95 1245,50 1215,05 6153,48
9: dichter Kallus
5845,84 6043,53 0,97 695,68 667,65 3902,85
9: weicher Kallus
3895,31 4003,13 0,96 32,85 25,71 100,14
10: Knochen 5575,51 6070,03 0,92 1243,60 1180,56 6586,87
10: dichter Kallus
9476,48 13200,19 0,72 645,71 483,08 4578,02
10: weicher Kallus
7341,91 8086,13 0,90 18,57 -18,68 -137,22
11: Knochen 5341,84 6261,09 0,85 1208,24 1106,40 5910,05
11: dichter Kallus
7877,43 11762,36 0,67 629,85 438,16 3451,61
11: weicher Kallus
11367,10 11964,37 0,95 25,36 4,63 52,75
12: Knochen 5282,21 5819,32 0,91 1228,44 1160,71 6131,06
12: dichter Kallus
8115,78 8687,08 0,92 729,98 676,34 5489,13
12: weicher Kallus
6513,6387 7112,61 0,92 25,40 -8,23 -53,68
13: Knochen 4337,30 4899,41 0,87 1226,54 1145,91 4970,10
13: dichter Kallus
8621,72 9531,55 0,91 683,84 610,35 5262,33
13: weicher Kallus
4316,37 4509,65 0,96 31,63 16,12 69,63
14: Knochen 5024,45 5396,37 0,93 1217,31 1161,93 5838,18
14: dichter Kallus
11125,40 11994,4795 0,93 711,51 648,83 7218,58
14: weicher Kallus
11597,27 11988,59 0,97 29,02 12,65 146,70
Ergebnisse
60
Das Kallusvolumen (TV) stellte sich bei der Gruppe K2 beim dichten Kallus (1),
als das größte heraus. Beim weniger dichten Kallus (2) war das Volumen der Gruppe
I2 am größten. Hier lag der dichte Kallus im mittleren Bereich, das kleinste
Kallusvolumen sowohl bei dichtem, als auch weniger dichtem Kallus zeigte sich bei
Gruppe G2.
Abb. 30: Graphische Darstellung des Kallusvolumen (TV) bei Gruppe G2, I2, K2
Das Volumen des mineralisierten Kallus war in Gruppe G2 am niedrigsten. Bei
Gruppe K2 war das Volumen des dichten Kallus am höchsten. Der dichte Kallus der
Gruppe I2 lag etwas über dem von Gruppe G2, aber deutlich unter dem von Gruppe
K2. Beim weniger dichten Kallus zeigte Gruppe I2 das größte Volumen an minerali-
siertem Kallus.
Abb. 31: Graphische Darstellung des Volumens des mineralisierten Kallus bei Gruppe G2, I2, K2
0
2000
4000
6000
8000
10000
12000
Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2
G2 G2 I2 I2 K2 K2
Vo
lum
en
in
mm³
TV
0
2000
4000
6000
8000
10000
12000
Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2
G2 G2 I2 I2 K2 K2
Vo
lum
en
de
s m
ine
rali
sie
rten
Ka
llu
s in
mm³
BV
Ergebnisse
61
Der Anteil des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen war bei Gruppe K2 sowohl
beim dichten, als auch beim weniger dichten Kallus am größten (92% und 96 %).
Am niedrigsten lag der Anteil bei Gruppe I2 mit 80% bzw. 93% beim dichten und
weniger dichten Kallus.
Abb. 32: Graphische Darstellung des Anteils des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen der Gruppen G2, I2, K2
0,7
0,75
0,8
0,85
0,9
0,95
1
Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2 Kallus 1 Kallus 2
G2 G2 I2 I2 K2 K2
An
teil
de
s m
ine
rali
sie
rte
n
Kall
us
am
Ge
sa
mtv
olu
me
n (
%)
BV/TV
Ergebnisse
62
Bei der Dichte des mineralisierten Gewebes (TMD) sah man bei allen drei Gruppen
eine deutliche Abnahme zwischen dem Knochen und dem dichten Kallus sowie
zwischen dem dichten und dem weniger dichten Kallus. Die größte Differenz war bei
der Gruppe I2 zu beobachten, die kleinste bei der Gruppe K2.
Abb. 33: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Gewebes (TMD) der Gruppen G2, I2, K2
Bei der Dichte des mineralisierten Knochens (BMD) zeigte sich bei allen Gruppen ein
deutlicher, annähernd gleicher Abfall zwischen dem Knochen, dem dichten Kallus
und dem weniger dichten Kallus.
Abb. 34: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Knochens der Gruppen G2, I2, K2
-200
0
200
400
600
800
1000
1200
1400
Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2
G2 G2 G2 I2 I2 I2 K2 K2 K2
Dic
hte
de
s G
ew
eb
es
in
mg
H
A/c
m³
TMD
0
200
400
600
800
1000
1200
1400
Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2
G2 G2 G2 I2 I2 I2 K2 K2 K2
Dic
hte
des m
inera
lisie
rten
K
no
ch
en
s in
mg
HA
/cm
³
BMD
Ergebnisse
63
Beim Knochenmineralgehalt (BMC) zeigten sich größere Unterschiede zwischen den
Gruppen. Bei Gruppe G2 zeigte sich ein deutlicher Abfall des Wertes zwischen dem
Knochen, dem dichten Kallus und dem weniger dichten Kallus. Bei Gruppe I2 war der
Unterschied zwischen Knochen und dichtem Kallus etwas geringer. In Gruppe K2
zeigte der Knochen einen vergleichsweise niedrigen Knochenmineralgehalt, dafür
einen deutlich höheren Wert beim dichten Kallus, der vergleichbar mit den Werten
beim Knochen der anderen beiden Gruppen ist.
Abb. 35: Graphische Darstellung des Knochenmineralgehaltes bei den Gruppen G2, I2, K2
4.5 Biomechanische Testung
Bei der Vier-Punkt-Biegung wurden die operierte und die kontralaterale Tibia ver-
gleichend getestet. Gemessen wurde die maximale Kraft (Newton) bis zur
Frakturierung des Knochens. Aus den gemessenen Werten wurde die Steifigkeit
(N/mm) der einzelnen Knochen sowie die prozentuale Abnahme der Werte zwischen
der osteotomierten und der intakten Tibia ermittelt. Zur weiteren Auswertung wurden
die Gruppen G2, I2 und K2 heran gezogen. Die Mittelwerte der Gruppen wurden
tabellarisch dargestellt (siehe Tab. 12). Eine statistische Auswertung war auf Grund
der kleinen Gruppengrößen nicht möglich.
-1000
0
1000
2000
3000
4000
5000
6000
7000
Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2 Knochen Kallus 1 Kallus 2
G2 G2 G2 I2 I2 I2 K2 K2 K2
Kn
oc
he
nm
ine
ralg
eh
alt
in
g
BMC
Ergebnisse
64
Tab. 12: Übersicht über die Mittelwerte der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2
Maximalwert (N)
Prozentuale Abnahme
Steifigkeit (N/mm)
Prozentuale Abnahme
Gruppe G2 intakt
3188,68 76,43
457,24 37,59
Gruppe G2 operiert
746,18 286,28
Gruppe I2 intakt
3277,53 70,02
445,26 37,42
Gruppe I2 ope-riert
914,32 278,46
Gruppe K2 intakt
2841,51 77,72
366,64 29,85
Gruppe K2 operiert
629,17 256,18
Der Wert der maximalen Kraft bis zur Frakturierung (load to failiure) der Knochen war
bei Gruppe K2 am niedrigsten und bei Gruppe I2 am höchsten, sowohl bei der
intakten, als auch bei der operierten Tibia. Dies zeigte auch die prozentuale Ab-
nahme des Maximalwertes zwischen intakter und operierter Tibia: sie war in Gruppe
I2 mit 70% am niedrigsten und bei Gruppe K2 mit 78% am höchsten.
Abb. 36: A: Balkendiagramm des Maximalwertes der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme des Maximalwertes zwischen frakturierter und intakter Tibia der Gruppen G2, I2, K2
0
500
1000
1500
2000
2500
3000
3500
Intakt Frakturiert
Ma
xim
alw
ert
[N
]
Maximalwert
Gruppe G2
Gruppe I2
Gruppe K2
66
68
70
72
74
76
78
80
Pro
ze
ntu
ale
Ab
na
hm
e[%
]
Prozentuale Abnahme -Maximalwert
GruppeG2
Gruppe I2
Gruppe K2
B A
Ergebnisse
65
Die Struktursteifigkeit der Knochen war bei Gruppe G2 am größten, bei Gruppe I2 lag
sie knapp darunter. Bei Gruppe K2 lag sowohl die Steifigkeit des intakten Knochens,
als auch die des operierten Knochens deutlicher unter der der anderen beiden
Gruppen. Die prozentuale Abnahme der Struktursteifigkeit zwischen intakter und
operierter Tibia ist bei Gruppe G2 und I2 annähernd gleich und lag bei 38%. Mit 30%
lag sie bei Gruppe K2 am niedrigsten.
Abb. 37: A: Balkendiagramm der Steifigkeit der intakten und frakturierten Tibiae der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme der Steifigkeit zwischen intakter und frakturierter Tibia der Gruppen G2, I2, K2
0
100
200
300
400
500
Intakt Frakturiert
Ste
ifig
ke
it [
N/m
m]
Steifigkeit
Gruppe G2
Gruppe I2
Gruppe K2
0
5
10
15
20
25
30
35
40
Pro
ze
ntu
ale
Ab
na
hm
e[%
]
Prozentuale Abnahme -Steifigkeit
Gruppe G2
Gruppe I2
Gruppe K2
B A
Diskussion
66
5 Diskussion
Das Ziel der vorliegenden Arbeit war es, anhand einer klinischen Studie die
Funktionalität und klinische Verträglichkeit der eigens entwickelten Implantate aus
Nitinol zu analysieren sowie die Auswirkung der elektromagnetischen Induktion der
Implantate und der resultierenden Steifigkeitsänderung auf die Knochenheilung zu
untersuchen. Obwohl Nitinol bereits vielfältig in der Medizin eingesetzt wird (DUERIG
et al. 1999; EL FENINAT et al. 2002; MACHADO et al. 2003), gibt es nur wenige
Studien, die den Einfluss des One-Way-Memory Effekts auf die Frakturheilung unter-
suchen (RUSSELL 2009). Nach unserem Wissensstand gibt es bisher außerhalb der
eigenen Vorarbeiten keine Arbeitsgruppe, die ihn zur inversen Dynamisierung einer
Osteosynthese nutzt (DECKER et al. 2015; MÜLLER et al. 2015). Um eine mögliche
Anwendung beim Menschen zu testen, wurde ein Großtiermodell im Rahmen einer
Pilotstudie mit drei Schafen entwickelt (DECKER et al. 2015). Die Durchführung und
die Ergebnisse des Hauptversuchs sollen im Folgenden diskutiert werden.
5.1 Diskussion der gewählten Methodik
In der Orthopädie eignen Großtiermodelle sich besonders, um die physiologische
und anatomische Situation im Menschen zu simulieren, wenn auch keines genau
diese erreicht (MARTINI et al. 2001). Während der Hund, von den Primaten abge-
sehen, dem Menschen am nächsten kommt, bieten Schafe doch viele Vorteile als
Modelltier (MARTINI et al. 2001). Die gewählte Rasse, das schwarzköpfige Fleisch-
schaf, bot sowohl von der ausreichenden Größe der Knochen, als auch vom Gewicht
einen adäquaten Vergleich zur Situation im Menschen (STOFFEL et al. 2000). So
konnten Implantate, die bereits die geeignete Größe für die Humanmedizin auf-
wiesen, direkt getestet werden (NUNAMAKER 1998). Darüber hinaus bieten sich
Schafe durch eine einfache Haltung und Umgang an. Andererseits sind Versuche im
Großtiermodell mit hohen Kosten und nicht unerheblichem Zeitaufwand verbunden
(NUNAMAKER 1998). Folglich muss abgewogen werden, ob die Fragestellung durch
die gewählte Methodik beantwortet werden kann, der Tierversuch gerechtfertigt ist
und Aufwand und Nutzen in Relation zueinander stehen (MARTINI et al. 2001).
Diskussion
67
Darüber hinaus sollten Tierversuche sich an das drei R-Prinzip halten (Refine,
Reduce, Replace) (AUER et al. 2007). Nach diesem Vorgehen wurden in unserer
Arbeitsgruppe möglichst viele der Vorversuche durch in vitro Versuche ersetzt, bei
den in vivo Versuchen die kleinstmögliche Tierzahl verwendet und die Versuche so
„verfeinert“, dass die Tiere so wenig wie möglich leiden. Dies wurde auch in der
Durchführung dieses Versuches beachtet, ein Ersatz durch einen in vitro Versuch
war allerdings nicht möglich, da die praktische Anwendung unseres Implantats im
Menschen simuliert werden sollte. Die Operation und die Narkose wurden von den
Tieren gut vertragen. Die Wahl eines Frakturmodells oder eines Osteotomiemodells
fiel bei uns auf die Osteotomie der Tibia. Diese und der entstehende Osteotomiespalt
boten eine gute Vergleichbarkeit der Tiere durch die bei jedem Tier gleich durchge-
führte Operation. Der entstehende Osteotomiespalt verhinderte auch eine zu
schnelle Spontanheilung des Schafknochens (MARTINI et al. 2001). Allerdings ist zu
hinterfragen, ob eine Osteotomie mit ihren glatt geschnittenen Oberflächen tatsäch-
lich ein Modell für eine reale Fraktur sein kann, die eine unterschiedlich geformte,
unebene Oberfläche aufweist (DECKER et al. 2014). Darüber hinaus könnten die bei
der Osteotomie entstehende Hitze und die notwendige Durchtrennung des Periosts
die Knochenheilung beeinträchtigen. Die entstehende Hitze wurde bei unserem
Versuch durch die Spülung mit 0,9 % Natriumchlorid minimiert. Da diese aber auch
das Blut aus der Fraktur spült, könnte die Knochenheilung durch das fehlende Häma-
tom, das die Grundlage für den entstehenden Kallus bietet, eingeschränkt sein
(DECKER et al. 2014). Obwohl die Frakturierung des Knochens durch verschiedene
Biegetechniken die realistischere Simulation einer geschlossenen Fraktur zu sein
scheint und sogar die besseren kurzzeitigen biomechanischen Ergebnisse erzielt
(PARK et al. 1999), konnten Dumont et al. zeigen, dass die Heilung einer Osteotomie
der Heilung einer natürlichen Fraktur sehr nahe kommt (DUMONT et al. 2009).
Allerdings fand diese Arbeitsgruppe unter anderem eine eingeschränkte
Angiogenese und Kallus-remodellierung im Bereich der Osteotomie. Zur Gewähr-
leistung der Reproduzierbarkeit im Rahmen des Tierversuchs sowie für den
Vergleich mit der Literatur entschieden wir uns für eine Osteotomie (CHEAL et al.
1991; CLAES et al. 2003; EPARI et al. 2007). Von einer Beeinträchtigung der
Diskussion
68
Knochenheilung war in den röntgenologischen, µ-tomographischen und bio-
mechanischen Untersuchungen nichts festzustellen. Jedoch wäre für eine bessere
Einschätzung eine histologische Untersuchung notwendig gewesen, auf die zu
Gunsten der biomechanischen Testung verzichtet wurde. Alle Osteotomien zeigten
am Ende des Versuchs eine vorangeschrittene Heilung. Da alle Tiere nach der
gleichen Methodik operiert wurden, wäre eine mögliche Beeinträchtigung vermutlich
auch bei allen Tieren gleich und würde die Vergleichbarkeit zwischen den Gruppen
nicht einschränken.
Die postoperative Analgesie in Kombination mit dem Cast und dem Tierrettungsnetz
erlaubte den Tieren nicht nur eine schnelle Mobilisierung, sondern trug wahr-
scheinlich auch zum Zurückkehren zu physiologischer Futteraufnahme und Verhalten
unmittelbar postoperativ bei. Die Verwendung eines solchen Tierrettungsnetzes ist
bei orthopädischen Versuchen noch nicht allgemein üblich, viele Arbeitsgruppen
erlauben den Tieren uneingeschränkte Bewegung (STOFFEL et al. 2000; EPARI et
al. 2007; SCHELL et al. 2008; CLAES et al. 2008). Auch gibt es bisher keine Richt-
werte wie lange die Unterstützung durch das Netz andauern soll (AUER et al. 2007;
DECKER et al. 2015). Da es in den Vorversuchen zu einer Refrakturierung durch die
übermäßige Belastung der Fraktur vermutlich durch die Scherkräfte beim Aufstehen
und Hinlegen kam (DECKER et al. 2015), bot das Netz für uns eine effektive Lösung
zur Prävention dieser Komplikation (AUER et al. 2007). Da die Tiere präoperativ
einen Tag Zeit hatten sich an das probeweise angelegte Netz zu gewöhnen, wurde
es ohne Probleme akzeptiert. Wir entschieden uns für einen Zeitraum von vier
Wochen bis zur Abnahme des Netzes, um das durch den Cast zusätzlich erhöhte
Risiko des Wegrutschens zu minimieren. Im Anschluss daran ermöglichte das Tier-
rettungsnetz eine sichere Gewöhnung an das Fehlen des Casts. Abzuwägen ist, ob
der Nutzen des Tierrettungsnetzes im Verhältnis zu dem etwaigen Stress der Tiere
oder den möglicherweise entstehenden Schäden durch die Reibung und den Druck
stehen. Doch durch die großzügige Polsterung des Tierrettungsnetzes mit Mullwatte
in Kombination mit täglicher Pflege der beanspruchten Hautstellen mit Zinksalbe half
Exkoriationen der Haut größtenteils zu vermeiden. Stress durch das Netz während
Diskussion
69
des Versuches ließ sich sehr wahrscheinlich durch die präoperative Gewöhnung
minimieren.
Zusätzlichen Schutz bot in den ersten drei Wochen postoperativ ein Cast, wie er in
der Human- und Tiermedizin bei Frakturen üblich ist. Auch andere Arbeitsgruppen
greifen auf einen solchen Schutz zurück (VIATEAU et al. 2007). Allerdings arbeiten
viele Arbeitsgruppen mit einem Fixateur externe bei Frakturmodellen bei denen kein
Cast möglich ist (KLEIN et al. 2003; SCHELL et al. 2005; CLAES et al. 2008).
Fraglich ist natürlich auch, ob ein Cast der intraoperativ angebracht wurde, wieder in
Narkose entfernt werden muss. Wir konnten eine zusätzliche Narkose bei den nicht
induzierten Tieren vermeiden und eine Entfernung des Casts in der Box ohne
erneute Narkose durchführen. Dies wurde gut toleriert und half wahrscheinlich zu-
sätzlichen Stress durch die Trennung von den anderen Tieren zu umgehen. Bei den
Tieren, die an Tag 22 induziert wurden, erfolgte die Entfernung des Casts im
Rahmen der Induktion in erneuter Narkose. Diese wurde ebenso, wie die Induktion
selbst, problemlos vertragen. Eine kurzzeitige, leichte Erhöhung des Lahmheits-
grades um durchschnittlich 0,5 Punkte zeigte die Belastung der Gliedmaße, aber die
post-induktive Analgesie führte zur sofortigen Rückkehr zum Normalverhalten.
Die Entfernung des Netzes an Tag 29 und die damit verbundene Mehrbelastung der
Gliedmaße führte ebenfalls zu einer kurzfristigen Verschlechterung der Lahmheit,
aber durch die vorangeschrittene Heilung und den stabilen Sitz der Platte kam es
hier schnell wieder zu einer sukzessiven Verbesserung des Scores bis zum Ende
des Versuchs. Eine zusätzliche Analgesie für diesen Zeitraum wäre denkbar
gewesen, aber nicht unbedingt sinnvoll, da es, durch den aufgehobenen Schutz-
reflex, zu einem unvorsichtigeren Umgang der Schafe mit der operierten Gliedmaße
und damit zu einem erhöhten Risiko geführt hätte. Allerdings sind, durch § 7 des
Tierschutzgesetzes vorgegeben, Schmerzen, Leiden und Schäden von Versuchs-
tieren auf das unerlässliche Maß zu beschränken. Dies bezieht sich auch auf eine
ausreichende Analgesie und es gibt entsprechende Empfehlungen, die von der
Gesellschaft für Versuchstierkunde (GV-SOLAS) herausgegeben werden (HENKE et
al. 2015). Für Operationen am Knochen mit stabiler Fixierung werden zwei bis drei
Tage postoperative Analgesie empfohlen. Dies wird auch von vielen Arbeitsgruppen
Diskussion
70
so gehandhabt. (DEN BOER et al. 1999; KLEIN et al. 2003; SCHELL et al. 2005) Ein
gutes Maß kann auch die übliche Schmerzmedikation in der Humanmedizin bei ver-
gleichbaren Eingriffen sein (AUER et al. 2007).
Diesen Anforderungen wurde die vorliegende Studie mehr als gerecht, da die Tiere
über zwei Wochen postoperativ und über eine Woche nach der Induktion Analgetika
erhielten.
Das gewählte Tiermodell kann ohne Einschränkung als reproduzierbar und zur
Beantwortung der Fragestellung als geeignet beurteilt werden.
5.2 Diskussion der klinischen Untersuchungen
Die klinischen Untersuchungen boten die Grundlage zur Beurteilung der Methodik
und des Heilungsverlaufes. Das Untersuchungsregime war sensitiv genug um
schnell Probleme ausfindig zu machen und beheben zu können. So konnten
beispielsweise, anhand des einmal täglich erhobenen Schmerzscores, schnell Tiere
mit einem Implantatbruch identifiziert werden (Siehe Tab. 9, Kapitel 3.2.2.2).
Die Quantifizierung von Schmerzen beim Tier ist schwierig, denn Schmerz wird auch
tierabhängig subjektiv bewertet und geäußert, ist aber dennoch in Hinblick auf das
Tierschutzgesetz notwendig (HENKE et al. 2015). Der Schmerzscore wurde speziell
für die numerische Schmerzbeurteilung von orthopädischen Eingriffen bei Schafen
entwickelt (OTTO 2001). In der praktischen Umsetzung des Schmerzscores sind
allerdings Punkte aufgefallen, die kritisch beurteilt werden müssen. Während die
Vokalisation, die Futteraufnahme und der Gesichtsausdruck sich aussagekräftig
zeigten, konnte die Aktivität bei unserem Versuchsaufbau nur eingeschränkt beurteilt
werden. Hier wurden häufige Positionswechsel, Aufstehversuche und „Hinwerfen“
gewertet, die durch die Aufhängung unserer Schafe im Netz nicht vollständig beurteilt
werden konnten. Als nur eingeschränkt aussagekräftig musste insbesondere die
Atemfrequenz eingestuft werden. Die physiologische Atemfrequenz von Schafen
beträgt 15-30 Atemzüge pro Minute in Ruhe. Sie ist insbesondere abhängig von der
Umgebungstemperatur, der Wolllänge (Thermoregulation durch Respiration) und der
Untersuchungsmanipulation (GANTER et al. 2001). Da die Tiere in unserem Versuch
Diskussion
71
teilweise Umgebungstemperaturen von bis zu 30 ˚C ausgesetzt und unterschiedlich
bewollt waren, ist hier keine Vergleichbarkeit gegeben. Darüber hinaus ist grund-
sätzlich von einer ggr. erhöhten Atemfrequenz auszugehen, sobald die unter-
suchende Person den Raum betritt. Hier sind die physiologischen Grenzen der Atem-
frequenz mit maximal 20 Atemzügen pro Minute im Schmerzscore zu niedrig
angesetzt, sodass alle Schafe fast dauerhaft im erhöhten Bereich lagen. Die Atem-
frequenz lag mehrheitlich zwischen 24 und 36. Auch die Beurteilung des Lahmheits-
grades anhand des Schmerzscores hatte Einschränkungen. Die Abstufungen
zwischen den einzelnen Bewertungskriterien waren nicht fein genug, sodass oftmals
eine Zwischenstufe fehlte. Empfehlenswert für weitere Versuche wäre hier eine
modifizierte Einteilung der Lahmheitsgrade nach Brunnberg (KRAMER 2004). Mit der
entsprechenden Wertung würde sich folgende Einteilung ergeben: Normale
Belastung: 0; ggr. undeutliche Lahmheit (nicht bei jedem Tritt sichtbar): 1, ggr.
deutliche Lahmheit, im „Trab“ bei jedem Tritt sichtbar: 2; mgr. Lahmheit im Schritt
und Trab bei jedem Tritt sichtbar, gelegentliches Entlasten der betroffenen Glied-
maße: 3; hgr. Lahmheit, nur kurze Belastung der betroffenen Gliedmaße: 4;
höchstgradige Lahmheit: keine Belastung der betroffenen Gliedmaße, vermehrtes
Liegen: 5. Mit diesen Modifikationen kann der Schmerzscore, wie auch die klinischen
Untersuchungen als geeignet, vergleichbar und reproduzierbar für weitere Versuche
bewertet werden. Wie zu erwarten, zeigten sich signifikante Unterschiede des
Schmerzscores zwischen den ersten zwei Wochen und den letzten zwei Wochen des
Versuches, die vermutlich auf die voranschreitende Knochenheilung zurückzuführen
sind. Keine signifikanten Unterschiede zeigten sich allerdings zwischen den
Gruppen, hier wäre aus der Literatur ein größerer Unterschied insbesondere
zwischen den induzierten und nicht induzierten Schafen auf Grund einer
beschleunigten Knochenheilung nach der inversen Dynamisierung der Induktions-
gruppe zu erwarten gewesen (GLATT et al. 2012). Allerdings war beim Vergleich des
Lahmheitsgrades zwischen den Gruppen eine schnellere Verbesserung der
Induktionsgruppe nach der Induktion zu sehen. Signifikante Ergebnisse gab es auf
Grund der kleinen Gruppengrößen diesbezüglich aber nicht.
Diskussion
72
5.3 Diskussion der röntgenologischen, µ-tomographischen und biome-
chanischen Ergebnisse
5.3.1 Diskussion der röntgenologischen Ergebnisse
Radiologische Kontrollen werden in der Praxis und in der Literatur häufig eingesetzt,
um eine fortschreitende Frakturheilung in orthopädischen Versuchen zu beurteilen
(BHANDARI et al. 2002; VIATEAU et al. 2007; SCHELL et al. 2008). Kriterien sind
hierbei die Kallusgröße, die kortikale Verbindung der Frakturenden und der suk-
zessive kleiner werdende Frakturspalt (BHANDARI et al. 2002). Allerdings finden
einige Arbeitsgruppen es schwierig, eine Korrelation der Röntgenergebnisse mit
biomechanischen, histologischen Ergebnissen oder der Frakturstabilität herzustellen
(HAMMER et al. 1985; BLOKHUIS et al. 2001). Panjabi et al. konnten nur eine
geringe Korrelation der röntgenologischen Ergebnisse (Kontinuität der Rinde) mit der
mechanischen Stärke einer Fraktur finden (PANJABI et al. 1985). Andere Gruppen
wie Goodship und Kenwright waren in der Lage, eine Korrelation zwischen röntgeno-
logischen und histologischen Ergebnissen zu sehen (GOODSHIP u. KENWRIGHT
1985) oder konnten sogar ein Scoring-System mit Hilfe ihrer Röntgenbilder erstellen
(VIATEAU et al. 2007). In unserem Versuchsaufbau dienten die röntgenologischen
Kontrollen lediglich der Lagekontrolle der Implantate sowie der groben Einschätzung
der Kallusentwicklung. Gemeinsam mit der Belastung der Gliedmaße ergab sich so
eine gute Einschätzung der voranschreitenden Frakturheilung. Eine Quantifizierung
des Kallus, eine genaue Einstufung in das Heilungsstadium oder Rückschlüsse auf
die Stabilität des Knochens waren nicht möglich. Dies lag unter anderem an der
Vergleichbarkeit der Aufnahmen. Für Verlaufskontrollen während des Versuches sind
die Röntgenkontrollen aber geeignet.
5.3.2 Diskussion der µ-tomographischen Ergebnisse
Die microtomographische Auswertung der Knochen hinsichtlich Kallusvolumen,
mineralisierten Kallus, Dichte des mineralisierten Gewebes, Knochendichte und
Knochenmineralgehalt wurde im Anschluss an die Euthanasie an den entnommenen
Diskussion
73
Tibiae durchgeführt. Diese nichtinvasive Art der Untersuchung eignet sich besonders
um den Fortschritt einer Frakturheilung zu quantifizieren und zwischen den Gruppen
vergleichbar zu machen (AUGAT et al. 1997; DEN BOER et al. 1999;
SCHMIDHAMMER et al. 2006; MORGAN et al. 2009). Darüber hinaus ist sie
genauer als die röntgenologische Untersuchung (GRIGORYAN et al. 2003). Viele
Arbeitsgruppen verwenden die Computertomographie zur Beurteilung der Knochen-
heilung (AUGAT et al. 1997; GRIGORYAN et al. 2003; GARDNER et al. 2006). Da
bei CT-Bildern keine Überlappung der Strukturen vorliegt, ist es möglich die einzel-
nen Bereiche direkt zu beurteilen und durch den nicht-invasiven Charakter der
Untersuchung eignet sie sich auch gut für Verlaufskontrollen (SCHNARKOWSKI et
al. 1995). Auf Verlaufskontrollen wurde bei unserem Versuch verzichtet, da dies bei
den Tieren mit einer erneuten Narkose und den damit verbundenen Risiken und
Stress einher gegangen wäre. Da nach acht Wochen die Knochenheilung noch nicht
abgeschlossen war, konnte bei unseren Auswertungen der Fortschritt der Fraktur-
heilung und Unterschiede zwischen den Gruppen vergleichend beurteilt werden. Die
µ-Computertomographie bietet gegenüber regulären CTs eine besonders gute Auf-
lösung (MORGAN et al. 2009) und die Möglichkeit auf einige verschiedene Analyse-
werten wie Kallusvolumen, Struktur und Mineralgehalt der ROI zurückzugreifen. Wel-
che der Werte geeignet sind um Rückschlüsse auf den Fortschritt einer Fraktur-
heilung und auf die Stabilität des Kallus zu erlauben, wird in der Literatur allerdings
unterschiedlich bewertet (DEN BOER et al. 1999; SHEFELBINE et al. 2005;
MORGAN et al. 2009). Das Kallusvolumen (TV), das Knochenvolumen (BV) sowie
der Knochenmineralgehalt (BMC) variieren stark zwischen den Kallussen, daher
stellt sich die Frage, welche Rückschlüsse sie auf die biomechanische Stabilität sie
zulassen (MORGAN et al. 2009). Morgan et al. befanden, dass die Kallusdichte
(TMD) und das Volumen des mineralisierten Kallus die besten Rückschlüsse auf die
Torsionstärke des Knochens zuließe (MORGAN et al. 2009). Darüber hinaus fand
die Arbeitsgruppe heraus, dass TMD, Knochenmineralgehalt (BMC) und der volumet-
rische Anteil des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen (BV/TV) zusammen gute
Rückschlüsse auf die biomechanische Stabilität zulassen. (MORGAN et al. 2009) Die
Knochendichte (BMD) wird zur Osteoporosemessung verwendet (LINK et al. 1998;
Diskussion
74
KORVER et al. 2004) und von vielen Arbeitsgruppen häufig in Kombination mit dem
BMC verwendet um die mechanische Stärke eines Knochens zu evaluieren (AUGAT
et al. 1997; SHEFELBINE et al. 2005; GARDNER et al. 2006). Die BMD korreliert mit
der Mineralisierung des Frakturspaltes und lässt eine Vorhersage der mechanischen
Stärke zu (AUGAT et al. 1997). Shefelbine et al. relativieren diese Aussage etwas,
ihrer Erkenntnisse nach reicht der BMD alleine bei komplizierteren Frakturen nicht
aus um die biomechanische Stärke und Steifigkeit zu bestimmen (SHEFELBINE et
al. 2005). Unsere Ergebnisse zeigen keine signifikanten Unterschiede zwischen den
Gruppen bei allen ermittelten Werten. Um einen adäquaten Vergleich zwischen den
Gruppen sehen und die Ergebnisse statistisch bewerten zu können, waren unsere
Gruppen nicht groß genug, die statistische Aussagekraft also zu gering. Wie aus der
Literatur zu erwarten (CLAES et al. 1995; SCHELL et al. 2005), zeigte Gruppe K2 mit
der dauerhaft weniger steifen Fixierung das größte Kallusvolumen mit 10763 ± 1742
mm³ beim dichten Kallus. Beim weniger dichten Kallus zeigte Gruppe I2 mit 9539 ±
3431 mm³ das größte Volumen. Dies könnte sich auf die flexible Fixierung der
Fraktur in den ersten drei Wochen bei Gruppe I2 zurückführen lassen. Das TV bietet
aber keine Rückschlüsse auf die biomechanische Stärke des Knochens (DEN BOER
et al. 1999).
Der volumetrische Anteil des mineralisierten Kallus (BV) stellt sich wie das TV dar.
Dies spricht für eine annähernd gleiche Mineralisierung der Kallusse, die Unter-
schiede im Volumen entsprechen den Unterschieden im Gesamtvolumen. Bei BMD
und TMD zeigen sich fast keine Unterschiede zwischen den Gruppen. Der BMC, der
sich aus TMD und BV berechnet, war bei Gruppe K2 mit 6240 ± 1383 Gramm pro
cm³ deutlich höher im Vergleich zu den anderen Gruppen, dies lässt sich möglicher-
weise durch das insgesamt größere Kallusvolumen und damit auch des insgesamt
höheren Volumens an mineralisiertem Kallus erklären. Um signifikante Schlüsse aus
den Werten ziehen zu können, waren die Gruppengrößen zu klein.
Diskussion
75
5.3.3 Diskussion der biomechanischen Ergebnisse
Die biomechanische Testung der Knochen stellt eine genaue Methode dar, die
Knochenheilung zu beurteilen. Im load-to-failiure Test wird der Knochen bis zur
Frakturierung mechanisch belastet. Die Vier-Punkt-Biegung wird in der Literatur
häufig verwendet, um eine Frakturheilung biomechanisch zu evaluieren (WALSH et
al. 1997; CLAES et al. 1997; GARDNER et al. 2006). Diesen Studien entsprechend
wurden bei uns die operierte und die intakte Seite der Tibia vergleichend getestet um
tierindividuelle Unterschiede relativieren zu können. So konnte die prozentuale
Abnahme der Struktursteifigkeit zwischen frakturierter und intakter Tibia im Vergleich
zwischen den Gruppen gezeigt werden. Hier zeigte sich eine geringere prozentuale
Abnahme bei Gruppe I2 im Vergleich zu den anderen beiden Gruppen (70,02% zu
76,43% und 77,72%). Dies lässt sich möglicherweise auf den Einfluss der Induktion
zurückführen. Auch die errechnete Struktursteifigkeit wird in der Literatur häufig
heran gezogen um die Knochenheilung bei Fraktur- bzw. Osteotomiemodellen zu
bewerten (PETER et al. 1996; AUGAT et al. 2003). Bei unseren Ergebnissen zur
Struktursteifigkeit fanden sich keine signifikanten Unterschiede zwischen Gruppe G2
und Gruppe I2, Gruppe K2 jedoch lag bei den prozentualen Abnahmen deutlich unter
den Werten der anderen Gruppen. Dies entspricht den Resultaten anderer Arbeits-
gruppen, bei denen eine niedrigere Steifigkeit bei der Fixierung ebenfalls zu vermehr-
ter Kallusbildung, aber eher zu schlechterer Qualität und damit schlechterer Stabilität
des Kallusgewebes führte (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CLAES et al. 1998).
Auch hier waren die Gruppengrößen zu klein, um signifikante Unterschiede fest-
stellen zu können.
5.4 Diskussion der Induktion
Eine ausreichende mechanische Stimulation wird in der Literatur für den Erfolg der
Knochenheilung als essentiell angesehen, aber eine zu große Beweglichkeit kann sie
hemmen (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; CHEAL et al. 1991; CLAES et al.
2000). Die verschiedensten Ansätze werden in der Literatur vorgestellt die Knochen-
heilung durch das ändern verschiedener Parameter zu beeinflussen. Von kontrollier-
ten Mirkobewegungen (GOODSHIP u. KENWRIGHT 1985; CLAES et al. 2008) über
Diskussion
76
weniger steife Fixierungen (CLAES et al. 1995; PERREN 2002) bis hin zu früher oder
später Dynamisierung der Osteosynthese (GEORGIADIS et al. 1990; CLAES et al.
2011; PAPAKOSTIDIS et al. 2011). Viele dieser Ansätze gehen mit einer erneuten
Operation einher, Anpassungen der Steifigkeit der Implantate oder die Verwendung
eines Fixateurs externe. Letzterer wird vor allem bei offenen Frakturen und
Polytraumen eingesetzt, ist sehr pflegeaufwändig und bietet nicht die Möglichkeit
einer frühen Mobilisierung mit Cast (ALONSO et al. 1989; GIOTAKIS u. NARAYAN
2007). Für die Mobilisierung von Marknägeln ist eine erneute Operation erforderlich
und die Implantate mit erniedrigter Steifigkeit bieten keine Option diese Steifigkeit zu
variieren. Die einzige Möglichkeit bisher, die Steifigkeit der Osteosynthese ohne eine
dieser Einschränkungen zu verändern, sind biodegradierbare Implantate, beispiels-
weise aus Polyglykol oder Polylactid. Deren Einsatz in der Gesichts- und Dental-
chirurgie ist allerdings noch kein Indikator für die Übertragbarkeit auf die Behandlung
von Frakturen der langen Röhrenknochen (BOS et al. 1991; HOFMANN 1995). Es ist
fraglich, ob die Degradation kontrollierbar genug ist, um eine ausreichend lange Zeit
die Stabilität für die Frakturheilung zu gewährleisten (HOFMANN 1995; NAVARRO et
al. 2008). Darüber hinaus können die entstehenden Abbauprodukte möglicherweise
nicht ausreichend resorbiert werden und rufen bekanntermaßen immer wieder
Entzündungen hervor (BÖSTMAN u. PIHLAJAMÄKI 2000). Der Ansatz der inversen
Dynamisierung durch Nutzung des One-way-memory Effekts war vielversprechend,
da dies dem Verlauf der physiologischen, sekundären Knochenheilung am ehesten
entspricht (GLATT et al. 2012; EPARI et al. 2013). Während Claes et al. eine späte
Dynamisierung für vorteilhaft halten (CLAES et al. 2011), ist für viele andere Arbeits-
gruppen die mechanische Stimulation in der frühen Phase der Knochenheilung ent-
scheidend (KENWRIGHT u. GOODSHIP 1989; KLEIN et al. 2003; SCHELL et al.
2005; JAGODZINSKI u. KRETTEK 2007). Daher wurde eine Platte entwickelt, die in
den frühen Phasen eine niedrigere Steifigkeit aufweist und dadurch mehr axiale
Mikrobewegungen zulässt, denen in der Literatur positiver Einfluss auf die Fraktur-
heilung zugeschrieben wird (GOODSHIP u. KENWRIGHT 1985; CLAES et al. 2000;
AUGAT et al. 2003; PAPAKOSTIDIS et al. 2011) und in den späteren Phasen eine
rigidere Fixierung bieten kann. Um dies weiter zu fördern, ist für den Menschen eine
Diskussion
77
frühzeitige geringe Teilbelastung des operierten Beines sinnvoll, die diese axialen
Mikrobewegungen fördert. In der Tiermedizin ist meist eine volle Belastung schon
aus Gründen der Praktikabilität üblich. Anders als Glatt et al., die durch die inverse
Dynamisierung eine deutliche Beschleunigung der Knochenheilung feststellen konn-
ten (GLATT et al. 2012), sind bei unserem Versuch allerdings keine signifikanten
Unterschiede zwischen den Gruppen, auf Grund der kleinen Gruppengrößen festzu-
stellen. Vielversprechend zeigte sich die Induktionsgruppe bei der Vier-Punkt-
Biegung mit einem geringeren Abfall der Maximalkraft bis zur Frakturierung zwischen
operierter und intakter Tibia. Es gibt also Hinweise auf einen positiven Einfluss der
inversen Dynamisierung, aber eine tatsächliche Beurteilung des Einflusses ist nicht
möglich. Was wir durch die vorliegende Studie überdies zeigen konnten ist, dass die
kontaktfreie, elektromagnetische Induktion eines Implantats aus der Formgedächtnis-
legierung Nitinol im Großtiermodell machbar ist und gut von den Tieren vertragen
wird. Dies bestätigt nicht nur die Machbarkeit der Methodik in der Tiermedizin
(MÜLLER et al. 2015), sondern mit hoher Wahrscheinlichkeit auch die Umsetzbarkeit
in der Humanmedizin. Es wäre der erste praktikable Ansatz eine transkutane
Dynamisierung der Osteosynthese ohne eine erneute Operation zu ermöglichen.
Im Rahmen dieses Tierversuchs war zu der Induktion eine zweite Narkose not-
wendig, um Bewegungen der Tiere, die das Ergebnis verfälschen könnten zu
vermeiden. Außerdem war sie vorgeschrieben, da die Induktion durch die entstehen-
de Wärme und Spannung sehr wahrscheinlich mit Schmerzen einhergeht. Durch die
kurze Zeitdauer sollte die Induktion in der Praxis aber unter Gabe von Analgetika
bzw. einer Lokalanästhesie ohne eine erneute Vollnarkose beim Menschen möglich
sein. Es ist zu bedenken ob die im Implantat entstehende Wärme auf das um-
liegende Gewebe ausstrahlt und hier zu Nekrosen oder Entzündungen führt. Dies
konnte aber in einem Versuch unserer Arbeitsgruppe an Ratten widerlegt werden
(MÜLLER et al. 2010). Keine Anzeichen auf Entzündung oder Nekrose wurden bei
Temperaturen bis 60 ˚C nachgewiesen. Bei der vorliegenden Studie wurden nur
Temperaturen von maximal 45 ˚C im Bereich der Temperatursonde erreicht. In den
Vorversuchen konnte an Wärmebildaufnahmen außerdem gezeigt werden, dass nur
Diskussion
78
das Implantat diese Temperatur erreicht, da das Metall die Wärme schneller leitet als
das umliegende Gewebe (PFEIFER et al. 2013; MÜLLER et al. 2015).
5.5 Diskussion der Biokompatibilität
In der orthopädischen Forschung kommt dem Gebiet der Biokompatibilität von neuen
Implantatmaterialien eine große Bedeutung zu. Bei dieser Arbeit ist sie insbesondere
wichtig, da das von uns gewählte Material Nitinol zu einem großen Teil aus Nickel
besteht. Nickel ist hoch toxisch, genotoxisch und bekannt dafür Kontaktallergien aus-
zulösen (ASSAD et al. 1998; DENKHAUS u. SALNIKOW 2002). Dies gilt insbeson-
dere für hohe Dosierungen. Kleinen Mengen Nickel sind wir täglich ausgesetzt, da
sie überall in der Umwelt vorkommen und es ist fraglich, ob auch diese schädlich für
den Organismus sind (DENKHAUS u. SALNIKOW 2002). Der zweite Hauptbestand-
teil unserer Implantate ist Titan. Dieses Material ist bekannt für seine hohe Bio-
kompatibilität, Korrosionsbeständigkeit und die Abwesenheit von allergischen
Reaktionen (POHLER 2000). Dies kommt unter anderem durch den Film von
Titaniumoxid, der sich bei Kontakt mit Sauerstoff bildet und das Titan vor Korrosion
schützt (POHLER 2000). Dennoch wird von seltenen Fällen allergischer Reaktionen
auf Titanimplantate berichtet, ebenso wie von Hypersensitivitätsreaktionen auf jedes
weitere kommerziell erhältliche Implantatmaterial insbesondere aus Cobalt-Chrom
und Edelstahl (HALLAB et al. 2001). Speziell Edelstahl, das einen Anteil von Nickel
von bis zu 35% aufweist, kann in seltenen Fällen Allergien hervorrufen
(GAWKRODGER 1993). Hinzu kommt, dass jedes Metall, das in den Organismus
eingebracht wird einer Korrosion unterliegt (HALLAB et al. 2001). Ein gewisses
Risiko besteht also immer und ein Allergietest vor dem Einbringen eines Implantates
wäre sinnvoll (HALLAB et al. 2001). Welche Eigenschaften sich beim Nitinol hinsicht-
lich seiner Biokompatibilität zeigen, ist von großer Bedeutung seit dem Beginn seiner
medizinischen Anwendungen in den 1970er Jahren (KAUFFMAN u. MAYO 1997).
Zahlreiche Studien bestätigen Nitinol eine gute Korrosionsresistenz (CASTLEMAN et
al. 1976; RYHÄNEN et al. 1997), eine gute Biokompatibilität auf zellulärer Ebene
(WEVER et al. 1997; RYHÄNEN et al. 1998; KAPANEN et al. 2001) und auf
Diskussion
79
genetischer Ebene (WEVER et al. 1997; ASSAD et al. 1998). Auch in unserer Ar-
beitsgruppe konnten gute Ergebnisse hinsichtlich der Biokompatibilität unserer
Nitinol-Implantate verzeichnet werden (MÜLLER et al. 2014; 2015). Trotz der zahl-
reichen positiven Ergebnisse gibt es widersprüchliche Ergebnisse in Bezug auf das
Anwachsen von Nitinolimplantaten im Knochen. Berger-Gorbet et al. fanden, dass
Nitinol-Schrauben schlechteren Knochenkontakt entwickelten, als andere Schrauben
und führten das auf einen möglicherweise zytotoxischen Effekt zurück (BERGER-
GORBET et al. 1998). Auch bei einer Studie von Takeshita et al. zeigten
intramedulläre Nitinol-Implantate bedeutend weniger Knochenkontakt als Titan-
Implantat. Die Arbeitsgruppe führte dies auf den enthaltenen Nickel zurück
(TAKESHITA et al. 1997). Darüber hinaus fanden aber beide Arbeitsgruppen keine
weiteren Anzeichen für eine schlechtere Biokompatibilität als bei ihren kommerziellen
Vergleichsmaterialien. Da unser Implantat nicht in den Knochen eingebracht wurde,
sondern im Knochen mit kommerziellen Schrauben aus Edelstahl verankert wurde,
haben diese speziellen Funde keine besondere Relevanz für unseren Versuch.
Allerdings könnten diese Ergebnisse Hinweise auf freiwerdende Ionen sein. Sollte
dies bei den verwendeten Implantaten der Fall sein, könnte im darunter liegenden
Knochen vielleicht die Knochenneubildung gehemmt werden. Bei den µ-
tomographischen Auswertungen zeigte sich hierauf kein Hinweis, es war Kallus-
bildung auch im Umkreis des Implantats zu finden. Eine abschließende Beurteilung
ist ohne eine histologische Untersuchung aber nicht möglich. Unsere Beobachtungen
finden sich in Ergebnissen in der Literatur wieder. Ayers et al. konnten ein gutes
Einwachsen von Knochen in Nitinol-Implantate zeigen (AYERS et al. 1999). Fraglich
ist natürlich noch welchen Langzeiteffekt Nitinol-Implantate auf den Organismus
haben, aber die erfolgreiche Verwendung seit vielen Jahren ist vielversprechend
(DUERIG et al. 1999; EL FENINAT et al. 2002; MACHADO et al. 2003; NIINOMI et
al. 2012).
Ein wichtiges Merkmal für die Biokompatibilität bei in vivo Versuchen ist die klinische
Verträglichkeit. Diese konnte im vorliegenden Projekt anhand der klinischen Unter-
suchungen, dem Schmerzscore und der Belastung der operierten Gliedmaße gut
Diskussion
80
bewertet werden. Es waren im Verlauf des Versuches keine Entzündungszeichen
wie Schwellung, Schmerz oder Wärme im Bereich der Implantate zu finden.
Allerdings war dies während der ersten drei Wochen auf Grund des Casts nur sehr
eingeschränkt zu beurteilen. Keines der Tiere zeigte Anzeichen für eine allergische
Reaktion über den gesamten Zeitraum. Insgesamt kann die klinische Verträglichkeit
unserer Implantate als gut bewertet werden. Die makroskopische Untersuchung der
Implantate und ihrer Umgebung bei der Entnahme der operierten Tibia zeigte eben-
falls keine Anzeichen für Entzündungen im umliegenden Weichteilgewebe, welches
das Implantat vollständig umwachsen hatte. Die fortgeschrittene Knochenheilung bei
allen Tieren spricht ebenfalls für eine gute Biokompatibilität.
5.6 Fazit
Durch die vorliegende klinische Studie konnte gezeigt werden, dass die kontaktfreie
elektromagnetische Induktion eines Nitinol - Implantats im Großtiermodell und eine
damit einhergehende Erhöhung der Steifigkeit ohne eine erneute Operation möglich
ist. Einige Einschränkungen müssen bei der Studie allerdings beachtet werden.
Durch die Mängel im Design bei Implantat 1 wurden fünf Tiere auf Grund von
Implantatversagen vorzeitig euthanasiert. Durch eine tiefe Ulzeration im Bereich der
Platte schied ein weiteres Tier vorzeitig aus. So konnten nicht wie ursprünglich
geplant zwei Gruppen von je sieben Tieren miteinander verglichen werden. Bei
Implantat 1 blieb jeweils ein Tier pro Gruppe. Da dieses Implantatdesign aber durch
die anschließende Überarbeitung hinfällig wurde, wurden diese beiden Tiere nicht in
die weiteren Auswertungen mit einbezogen. Bei Implantat 2 wurden dann eine
dauerhaft rigide und eine dauerhaft flexible Fixierung mit der inversen Dynamisierung
verglichen, sodass die sechs verbliebenen Schafe in drei Gruppen mit jeweils zwei
Tieren eingeteilt wurden. Bei allen Schafen war eine vorangeschrittene Knochen-
heilung festzustellen. Auf Grund der geringen Gruppengrößen konnte allerdings
keine Aussage über den Einfluss der Induktion bzw. der inversen Dynamisierung auf
die Knochenheilung getroffen werden. Vielversprechende Hinweise fanden sich in
den Lahmheitsscores, die eine schnellere Abnahme der Werte bei der Induktions-
Diskussion
81
gruppe im Anschluss an die Induktion zeigten, als bei den anderen beiden Gruppen.
Ebenso könnte auch die geringste prozentuale Abnahme des Maximalwertes bei der
biomechanischen Testung ein Hinweis auf den Einfluss der Induktion gewesen sein.
Signifikante Ergebnisse diesbezüglich ließen sich allerdings nicht finden. Das ver-
wendete Material Nitinol ist zwar teuer (EL FENINAT et al. 2002; PFEIFER et al.
2010), zeichnete sich bei unseren Versuchen aber durch seine Funktionalität und
eine gute Biokompatibilität aus. Sollten bei der weiteren Verwendung Bedenken be-
züglich der Korrosionseigenschaften und der Biokompatibilität bestehen, könnten
Oberflächenbehandlungen die Lösung sein um diese weiter zu verbessern
(STAROSVETSKY u. GOTMAN 2001; BANSIDDHI et al. 2008). Weitere Forschung
mit größeren Tierzahlen ist notwendig um den Einfluss der elektromagnetischen In-
duktion und der resultierenden inversen Dynamisierung auf die Knochenheilung be-
werten zu können. Der ideale Zeitpunkt für die inverse Dynamisierung bleibt eben-
falls noch unbekannt. Auch hier besteht weiter Forschungsbedarf. Mit der ent-
wickelten Methodik wurde hierfür die Grundlage gebildet.
Zusammenfassung
82
6 Zusammenfassung
Inken Determann (2016): Beeinflussung der Knochenheilung durch Implantate
mit variabler Steifigkeit auf Basis von Formgedächtnislegierungen: Untersu-
chung der Steifigkeitsänderung und deren Auswirkung auf die Frakturheilung
durch kontaktfreie elektromagnetische Induktion im Schafsmodell.
Die Knochenheilung ist ein komplexer Prozess bei der unter anderem eine adäquate
mechanische Stimulation von großer Bedeutung ist. Sie beeinflusst die Qualität und
Quantität des Kallusgewebes. Kleine interfragmentäre Bewegungen stimulieren die
Kallusbildung, während zu große Beweglichkeit zu verzögerter Heilung oder Bildung
einer Pseudarthrose führen kann. Eine inverse Dynamisierung der Osteosynthese-
platte könnte die Knochenheilung verbessern. Durch eine niedrige Steifigkeit und
daraus resultierende mechanische Stimulation in den frühen Phasen der Fraktur-
heilung könnte die Kallusbildung gefördert und durch eine rigidere Fixierung im
Anschluss die Mineralisierung des Kallus erleichtet werden. Implantate aus der
Formgedächtnislegierung Nitinol könnten eine solche inverse Dynamisierung im Ver-
lauf der Frakturheilung nichtinvasiv durch kontaktfreie elektromagnetische Induktion
ermöglichen.
Zu diesem Zweck wurde ein Implantat mit einem mittig liegenden Funktionsbereich
entwickelt (angelehnt an eine 9-Loch LCP), der durch die Induktion nicht nur die
Form, sondern auch die Steifigkeit ändern kann.
In der vorliegenden Arbeit sollten anhand einer klinischen Studie die Funktionalität
und klinische Verträglichkeit der Implantate und der elektromagnetischen Induktion
im Großtiermodell untersucht werden sowie die Auswirkungen der resultierenden
Steifigkeitsänderung auf die Knochenheilung. Zu diesem Zweck wurde bei 14
Schafen der Rasse Schwarzköpfiges Fleischschaf eine Tibiaosteotomie in Narkose
durchgeführt und die Knochen mit einem Nitinol-Implantat fixiert. Zum Schutz
erhielten die Tiere zusätzlich einen Cast über die ersten drei Wochen und ein Tier-
rettungsnetz verhinderte in den ersten vier Wochen zusätzlich die Belastung der
Fraktur durch Scherkräfte beim Aufstehen und Hinlegen der Tiere. Nach drei
Zusammenfassung
83
Wochen wurde bei einem Teil der Tiere die kontaktfreie elektromagnetische
Induktion in erneuter Narkose vorgenommen. Nach acht Wochen wurden die Tiere
euthanasiert und die Tibiae zur weiteren Untersuchung entnommen. Bei einem
ersten Implantatdesign kam es zu einer frühzeitigen Euthanasie auf Grund einer
tiefen Ulzeration im Bereich der Platte und fünf weiteren auf Grund von
Implantatversagen. Nach einer Überarbeitung des Designs verlief der weitere
Versuch problemlos. Die Auswertung des Versuches erfolgte über die tägliche
Erhebung eines Schmerzscores durch klinische Allgemein- und Lahmheits-
untersuchungen der Tiere sowie die µ-tomographische Auswertung des Kallus
hinsichtlich Volumen, Dichte und Mineralisierung und die biomechanische Testung
mittels Vier-Punkt-Biegung der operierten und der intakten Tibia im Vergleich.
Bei allen Tieren kam es zu einer Knochenheilung. Es fanden sich keine signifikanten
Unterschiede hinsichtlich des Schmerzscores im Verlauf des Versuches. Allerdings
konnte bei der Induktionsgruppe eine schnellere Abnahme des Lahmheitsgrades im
Anschluss an die Induktion beobachtet werden.
Bei den µ-computertomographischen Untersuchungen waren ebenfalls keine
signifikanten Unterschiede zwischen den Gruppen zu finden. Auch bei der bio-
mechanischen Testung gab es keine signifikanten Unterschiede zwischen dem
Gruppen, wobei die prozentuale Abnahme der Maximalkraft bis zur Frakturierung
zwischen intakter und operierter Tibia bei der Induktionsgruppe mit 70 % unter der
der anderen Gruppen mit 76 % und 78 % lag. Die Steifigkeit der operierten Tibia war
unabhängig von den zu testenden Einflüssen um 38 %, 37 % und 30 % geringer, als
die der intakten Tibia.
Auf Grund der kleinen Gruppengrößen konnte der Einfluss der inversen
Dynamisierung auf die Knochenheilung nicht beurteilt werden. Es konnte jedoch die
Funktionalität und klinische Verträglichkeit der kontaktfreien elektromagnetischen
Induktion und der damit einhergehenden Steifigkeitserhöhung einer steifigkeitsvari-
ablen Plattenosteosynthese gezeigt und so eine wesentliche Grundlage für weitere
Versuche geschaffen werden.
Summary
84
7 Summary
Inken Determann (2016): The influence of shape memory alloy plates with vari-
able stiffness on bone healing: A study to evaluate the change in stiffness
through contactless electromagnetic induction and its influence on fracture
healing in a sheep tibia osteotomy model.
Bone healing is a complex process. Amongst other things an adequate bio-
mechanical stimulation can be crucial, because it influences quality and quantity of
the callus tissue. Small interfragmentary movements stimulate callus formation,
whereas too much flexibility can cause delayed union or even nonunion. An inverse
dynamization of the fracture fixation plate could enhance callus formation through low
stiffness and therefore mechanical stimulation through micro movements in the early
phases of fracture healing and facilitate callus mineralisation through a more rigid
fixation later on. A Nickel-Titanium Shape Memory Alloy Plate (NiTi) could provide a
non-invasive opportunity for inverse dynamization through contactless electro-
magnetic induction. A plate with a central functional area was developed for this
purpose which can not only alter its shape but also its stiffness.
In this clinical trial we intended to evaluate the functionality and compatibility of the
implants, the electromagnetic induction and the impact of the emerging change of
stiffness on the bone healing in a sheep model. On this account we osteotomized the
right tibia of 14 sheep of the race Schwarzköpfiges Fleischschaf under general
anaesthesia and provided the fractures with the NiTi-Plate. For safety reasons the
sheep were also provided with a cast during the first three weeks and a sling
suspension system helped avoiding shear forces through lying down or getting up of
the animals during the first four weeks. Three weeks after surgery some the animals
underwent electromagnetic induction of the implant again under general anaesthesia.
After eight weeks all animals were euthanized and both tibiae of each animal were
harvested for further analysis. Early euthanasia was necessary in one sheep
because of deep ulceration and in five sheep because of implant failure of the first
implant design. After a revision of the implant design no more problems occurred.
Summary
85
The study was assessed by scoring the pain of the sheep through examination of
general condition and lameness, as well as µ-CT evaluation of callus volume, density
and mineralisation and biomechanical testing via four-point-bending of the osteo-
tomized and the intact tibia in comparison.
Bone healing progressed in all animals. No significant differences were found
between the groups concerning the pain score in the course of the trial. Slightly faster
decrease in the degree of lameness was seen in the induction group during the first
two weeks following induction. No significant differences either were found in
between the groups in the µ-tomographic examinations. Biomechanical testing also
showed no significant differences in between the groups, whereat the percentage
decrease of the maximum force used until the failure of the bone was lower in the
induction group (70 % to 76 % and 78 %). All groups still showed a clear percentage
decrease in bone stiffness between the intact and the operated tibia (38 %, 37 % and
30 %)
The influence of the inverse dynamization on bone healing could not be evaluated
due to the small group sizes. However the feasibility and the clinical compatibility of
the implants, the contactless electromagnetic induction and the accompanying in-
crease in stiffness of the implant could be shown in this trial and an important base
for further trials could be established.
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Anhang
102
9 Anhang
9.1 Abbildungsverzeichnis
Abbildung Bezeichnung Seite
Abb. 1: Graphische Darstellung der Einflussfaktoren auf die Knochenheilung
7
Abb. 2 Schematische Darstellung des Knochenaufbaus 11
Abb. 3: Schematische Darstellung des Oneway-Memory-Effekts 30
Abb. 4: Implantat 1; A: gerade; B: gebogen 31
Abb. 5: Implantat 2; A: gerade; B: gebogen 32
Abb. 6: A: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Draufsicht; B: Implantat 1 (1) und Implantat 2 (2) Seitenansicht
32
Abb. 7: Lagerung Schaf 35
Abb. 8: A: Anpassen der Platte; B: Vorbohren Loch 5 35
Abb. 9: Übersicht über die Bohrlöcher anhand des Implantats 36 36
Abb. 10: Distalisieren der Platte 36
Abb. 11: Osteotomie 37
Abb. 12: Platte in situ 37
Abb. 13: A: Polsterung für den Cast; B: Cast 38
Abb. 14: A: Schaf im Stand; B: Schaf in Ruhe 40
Abb. 15: A: Die Induktion; B: Temperaturverteilung im Implantat
43
Abb. 16: Graphische Darstellung des Temperaturverlaufs der induzierten Schafe
43
Abb. 17: A: Röntgenkontrolle prä induktionem; B: Röntgenkontrolle post induktionem
44
Abb. 18 Konturierung des dichten Kallus 46
Abb. 19: Micro-CT Aufnahme einer Schaftibia 47
Abb. 20: A: 858 Mini Bionix; B: eingespannter Knochen vor der 4-Punkt-Biegung
48
Abb. 21: A: Platte nach Entnahme post mortem; B: gebrochene Platte post mortem
51
Abb. 22: Durchschnittlicher Schmerzscore aller Tiere pro Behandlungstag 53
Abb. 23: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe I1 54
Abb. 24: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe K1 54
Abb. 25: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe G2 55
Abb. 26: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe I2 55
Abb. 27: Verlauf des Schmerzscores postoperativ bei Gruppe K2 55 55
Abb. 28: Verlauf des Lahmheitsscores der Gruppen G2, I2 und K2 56
Abb. 29: A: Röntgenkontrolle Tag 1 intra operationem; B: Röntgenkontrolle Tag 22; intra induktionem; C: Röntgenkontrolle Tag 29; D: Röntgenkontrolle Tag 57 im Vergleich zur kontralateralen Seite; E: Röntgenkontrolle vor Abbruch, Implantatversagen; F: Röntgenkontrolle vor Abbruch, oberste Lamelle angebrochen
57/58
Abb. 30: Graphische Darstellung des Kallusvolumen (TV) der Gruppen G2, I2, K2
60
Abb. 31: Graphische Darstellung des Volumens des mineralisierten Kallus 60
Anhang
103
bei Gruppe G2, I2, K2
Abb. 32: Graphische Darstellung des Anteils des mineralisierten Kallus am Gesamtvolumen der Gruppen G2, I2, K2
61
Abb. 33: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Gewebes (TMD) der Gruppen G2, I2, K2
62
Abb. 34: Graphische Darstellung der Dichte des mineralisierten Knochens der Gruppen G2, I2, K2
62
Abb. 35: Graphische Darstellung des Knochenmineralgehaltes bei den Gruppen G2, I2, K2
63
Abb. 36: A: Balkendiagramm des Maximalwertes der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme des Maximalwertes der Gruppen G2, I2, K2
64
Abb. 37: A: Balkendiagramm der Steifigkeit der intakten und frakturierten Tibiae der Gruppen G2, I2, K2; B: Prozentuale Abnahme der Steifigkeit der Gruppen G2, I2, K2
65
9.2 Tabellenverzeichnis
Tabelle Bezeichnung Seite
Tab. 1: Übersicht über die verwendeten Gerätschaften und Programme 26
Tab. 2: Übersicht über die verwendeten Medikamente 27
Tab. 3: Übersicht über die verwendeten Verbrauchsmaterialien ....................................................... 27 27
Tab. 4: Gruppe I1 39
Tab. 5: Gruppe K1 39
Tab. 6: Gruppe I2 39
Tab. 7: Gruppe K2 39
Tab. 8: Gruppe G2 39
Tab. 9: Numerische Schmerzbeurteilungstabelle für Schafe nach orthopädischen Eingriffen
41
Tab. 10: Übersicht über Tag, Grund und Besonderheiten der Euthanasie der einzelnen Schafe
52
Tab. 11: Übersicht über die ermittelten Micro-CT Parameter .............................................................. 59 59
Tab. 12: Übersicht über die Mittelwerte der biomechanischen Testung der Gruppen G2, I2, K2
64
Erklärung
104
10 Erklärung
Erklärung nach § 6 Abs. 2 Nr.7
Hiermit erkläre ich, dass ich die Dissertation Beeinflussung der Knochenheilung
durch Implantate mit variabler Steifigkeit auf Basis von Formgedächtnislegie-
rungen: Untersuchung der Steifigkeitsänderung und deren Auswirkung auf die
Frakturheilung durch kontaktfreie elektromagnetische Induktion im Schafs-
modell selbständig verfasst habe.
Bei der Anfertigung wurden keine Hilfen Dritter in Anspruch genommen.
Ich habe keine entgeltliche Hilfe von Vermittlungs- bzw. Beratungsdiensten (Promo-
tionsberater oder anderer Personen) in Anspruch genommen. Niemand hat von mir
unmittelbar oder mittelbar entgeltliche Leistungen für Arbeiten erhalten, die im Zu-
sammenhang mit dem Inhalt der vorgelegten Dissertation stehen.
Ich habe die Dissertation an der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover (Klinik
für Kleintiere) und der medizinischen Hochschule Hannover angefertigt.
Diese Dissertation wurde bisher nicht für eine Prüfung oder Promotion oder für einen
ähnlichen Zweck zur Beurteilung eingereicht.
Ich versichere, dass ich die vorstehenden Angaben nach bestem Wissen vollständig
und der Wahrheit entsprechend gemacht habe.
(Inken Determann)
Danksagungen
105
11 Danksagungen
Größte Dankbarkeit gilt meiner Familie ohne deren moralische und finanzielle Unter-
stützung diese Dissertation wohl nie fertig geworden wäre.
Ein großer Dank gilt auch dem Team „Schafe“, das mich mit großer Geduld unter-
stützt und an das Projekt und das Thema herangeführt hat. Vielen Dank, dass auch
die interdisziplinäre Zusammenarbeit so gut funktioniert hat.
Ein besonderes Dankeschön geht hier an Dr. Sebastian Decker, der mit viel Humor
und noch viel mehr Korrekturvorschlägen versucht hat, das Beste aus mir und mei-
ner Dissertation herauszuholen.
Ein weiteres großes Dankeschön geht an meinen Freund Christian, der mir nicht nur
geholfen hat tolle 3D Bilder der Platten zu erstellen, sondern mich auch immer unter-
stützt hat.
Last but not least ein herzliches Danke an das Großtier-Team vom ZTL, die mir im-
mer wieder unter die Arme gegriffen haben, insbesondere an Jens Hoffmann und Dr.
med. vet. Silke Glage.
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