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Aus der Klinik für kleine Haustiere
der Tierärztlichen Hochschule Hannover und der unfallchirurgischen Abteilung
der Medizinischen Hochschule Hannover
___________________________________________________________________________
Optimierung minimal-invasiver Operationen durch den intraoperativen
Einsatz eines 3D-bildgebenden mobilen C-Arms (v. Siemens) am
Beispiel des Tibiakopfes
INAUGURAL – DISSERTATION
Zur Erlangung des Grades
einer Doktorin der Veterinärmedizin
(Dr. med. vet.)
durch die Tierärztliche Hochschule Hannover
vorgelegt von
Katharina Christine Klingler
aus Ludwigsburg
Hannover 2005
Wissenschaftliche Betreuung: Univ. - Prof. Dr. M. Fehr
Univ. - Priv.-Doz. Dr. T. Hüfner
1. Gutachter: Univ. - Prof. Dr. M. Fehr
2. Gutachter: Univ. - Prof. Dr. P. Stadler
Tag der mündlichen Prüfung: 23.05.2005
INHALTSVERZEICHNIS
1 EINLEITUNG .................................................................................................................... 13
2 LITERATURÜBERSICHT............................................................................................... 15
2.1 Aufbau des Kniegelenkes.............................................................................................. 15
2.2.1 AO – Klassifikation der Frakturen .......................................................................... 20
2.2.2 Allgemeines und Frakturverteilung......................................................................... 24
2.3 Tibiafrakturen beim Kleintier......................................................................................... 25
2.3.1 Einteilung der Frakturen in der Tiermedizin (modifizierte AO-Klassifikation) ..... 25
2.3.2 Häufigkeitsverteilung der Tibiafraktur beim Kleintier ........................................... 29
2.4 Diagnostik ..................................................................................................................... 30
2.4.1 Anamnese und Klinische Untersuchung ................................................................. 30
2.4.2 Bildgebende Verfahren ........................................................................................... 31
2.4.3 Konventionelle Radiographie.................................................................................. 32
2.4.4 Bildverstärker .......................................................................................................... 33
2.4.5 Computertomographie............................................................................................. 34
2.4.6 Magnetresonanztomographie .................................................................................. 37
2.4.7 Iso- C 3D .................................................................................................................. 39
2.5 Therapie.......................................................................................................................... 43
2.5.1 Konservative Therapie ............................................................................................ 43
2.5.2 Operative Therapie unter arthroskopischer Kontrolle............................................. 46
2.6 Arthrose als Folge fehlerhaft plazierter Implantate und Reposition ............................. 48
3 MATERIAL UND METHODE ........................................................................................ 51
3.1 Zielsetzung ..................................................................................................................... 51
3.2 Untersuchungsgut.......................................................................................................... 51
3.3 Präparation der Kniegelenke ......................................................................................... 52
3.4 Durchführung verschiedener bildgebender Verfahren.................................................. 57
3.5 Überarbeitung der dreidimensionalen Bilder (Gruppe A+C)........................................ 59
3.6 Überarbeitung der konventionellen Bilder (Gruppe B)................................................. 59
3.7 Untersuchung und Auswertung der erstellten Bilder .................................................... 60
3.8 Messung der Strahlenbelastung..................................................................................... 60
3.9 Statistik.......................................................................................................................... 64
4 ERGEBNISSE .................................................................................................................... 65
4.1 Untersuchungsgut.......................................................................................................... 65
4.2 Demonstration der erstellten Bilder der Gruppe A-C bezüglich der Beurteilung der... 65
Schraubenposition ................................................................................................................ 65
4.3 Demonstration der erstellten Bilder der Gruppe A-C bezüglich der Beurteilung der... 72
Knochenzylinder .................................................................................................................. 72
4.4 Befunde der Schraubenpositionen.................................................................................. 79
4.4.1 Vergleich der Methoden in Abhängigkeit der Differenzwerte der ........................ 79
Schraubenpositionen ........................................................................................................ 79
4.4.2 Paarweiser Vergleich der einzelnen Methoden für alle Schraubenpositionen....... 80
4.4.3 Mehrfachvergleich der Methoden in Abhängigkeit der Schraubenposition ........... 82
4.5 Befunde der Stufenpositionen ........................................................................................ 89
4.5.1 Vergleich der Methoden in Abhängigkeit der Differenzwerte der ........................ 89
Stufenpositionen............................................................................................................... 89
4.5.2 Paarweiser Vergleich der einzelnen Methoden für alle Stufenpositionen .............. 91
4.5.3 Mehrfachvergleich der Methoden in Abhängigkeit der Stufenposition................. 93
4.6 Befunde der Strahlenbelastung.................................................................................... 100
4.6.1 Vergleich der gemessenen Dosislängen-/Dosisflächenprodukte ......................... 100
5 DISKUSSION ................................................................................................................... 103
5.1 Methode........................................................................................................................ 104
5.1.1 Untersuchungsgut................................................................................................. 104
5.1.2 Schraubenposition ................................................................................................ 104
5.1.3 Stufenposition....................................................................................................... 105
5.1.4 Strahlenbelastung ................................................................................................. 106
5.1.5 Positionierung der Kniekadaver ........................................................................... 106
5.2 Ergebnisse ................................................................................................................... 107
5.2.1 Untersuchungsgut................................................................................................. 107
5.2.2 Schraubenposition ................................................................................................ 107
5.2.3 Stufenposition....................................................................................................... 111
5.2.4 Strahlenbelastung ................................................................................................. 115
5.2.5 Entwicklung der (intraoperativen) Bildgebung.................................................... 118
5.3 Bildgebende Verfahren in der Tiermedizin................................................................. 120
5.4 Schlussfolgerung ......................................................................................................... 122
6 ZUSAMMENFASSUNG ................................................................................................. 124
7 SUMMARY....................................................................................................................... 127
8 LITERATURVERZEICHNIS ........................................................................................ 130
9 ANHANG ........................................................................................................................... 152
10 DANKSAGUNG............................................................................................................. 154
ABKÜRZUNGSVERZEICHNIS
Abb. Abbildung
a.-p. anterior-posterior
AO Arbeitsgemeinschaft Osteosynthese
Art. Articulatio
bzw. beziehungsweise
cm Zentimeter
CT Computertomographie
3D dreidimensional
DLP Dosislängenprodukt (mGy x cm)
Fa. Firma
ggf. gegebenenfalls
Hb Hämoglobin
I190L Iso-C, 190 Grad, langsamer Modus
I190S Iso-C, 190 Grad, schneller Modus
I120L Iso-C, 120 Grad, langsamer Modus
I120S Iso-C, 120 Grad, schneller Modus
konv. Radiogr. konventionelle Radiographie
Lig. Ligamentum
Ligg. Ligamenta
LP Linienpaare
LP/cm Linienpaare pro Zentimeter
M. Musculus
mAs Milliampèresekundenprodukt
mGy x cm Milligrey mal Zentimeter
mGy x cm2 Milligrey mal Quadratzentimeter
mm Millimeter
MPR Multiplanare Rekonstruktion
MRT Magnetresonanztomographie
Nr. Nummer
ABBILDUNGSVERZEICHNIS
Abbildung 1: Aufbau des humanen Kniegelenkes (GORSCHEWSKY 2001a). ..................... 19
Abbildung 2: AO-Klassifikation der Tibiaplateaufrakturen (KOTTER u. RÜTER 1997)...... 23
Abbildung 3: Tibia / Fibula Frakturen (UNGER et al. 1990) .................................................. 28
Abbildung 4: Vergleich konventionelle Radiographie/ CT (HACKL et al. 2001) .................. 37
Abbildung 5: Orbitalbewegung Iso-C 3D (FA. SIEMENS AG MEDICAL SOLUTIONS) .... 40
Abbildung 6: Iso-C 3D (ROCK et al. 2001).............................................................................. 40
Abbildung 7: Hohlfräse (AR-1224CR, Arthrex Inc., Karlsfeld, Deutschland)........................ 53
Abbildung 8: Ausfräsen des Knochenzylinders aus dem medialen Tibiaplateau mit der........ 53
Abbildung 9: Mit Spickdraht (roter Pfeil) fixierter Zylinder im medialen Tibiaplateau ......... 54
Abbildung 10: Elektronische Schieblehre (Nonius, Typ 500-181U, Fa. Mitutoyo, Ltd.UK. .. 55
Abbildung 11: Bohren des Schraubenloches parallel zur Tibialängsachse in ......................... 56
Abbildung 12: Mediales Tibiaplateau: 1 mm unterhalb des Tibiaplateaus fixierter............... 56
Abbildung 13: Instrumentarium zur Messung der Strahlenbelastung in Form des.................. 61
Abbildung 14: CT- Bild (Nr. 275) in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung der ......... 66
Abbildung 15: Konventionelles Röntgenbild (Nr.218) in lateraler Ansicht. Die .................... 66
Abbildung 16: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 218) in a.-p. Ansicht. Die ......................... 67
Abbildung 17: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 218) in 135 Grad Innenrotation. Die ........ 67
Abbildung 18: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 218) in 45 Grad Innenrotation. Das......... 68
Abbildung 19: Iso-C 3D-Bild (Nr. 298) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung...... 69
Abbildung 20: Iso-C 3D-Bild (Nr. 269) im schnellen Modus mit der Winkeleinstellung........ 70
Abbildung 21: Iso-C 3D-Bild (Nr. 188) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung...... 71
Abbildung 22: Iso-C 3D-Bild (Nr. 270) im schnellen Modus mit der Winkeleinstellung........ 71
Abbildung 23: CT- Bild (Nr. 319) in sagittaler Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung des .. 73
Abbildung 24: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in lateraler Ansicht. Die ................... 73
Abbildung 25: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in a.-p. Ansicht. Die ......................... 74
Abbildung 26: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in 135 Grad....................................... 74
Abbildung 27: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in 45 Grad Innenrotation. ................. 75
Abbildung 28: Iso-C 3D-Bild (Nr. 325) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung...... 76
Abbildung 29: Iso-C 3D-Bild (Nr. 223) im schnellen Modus mit der Winkeleinstellung........ 77
Abbildung 30: Iso-C 3D-Bild (Nr. 261) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung...... 78
Abbildung 31: Iso-C 3D- Bild (Nr. 347) in sagittaler Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung.. 78
Abbildung 32: Vergleich der Differenzmittelwerte für alle Schraubenpositionen .................. 82
Abbildung 33: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition –2 mm mit .......... 83
Abbildung 34: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition –1 mm ................ 85
Abbildung 35: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition 0 mm .................. 86
Abbildung 36: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition +1 mm ................ 87
Abbildung 37: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition +2 mm mit.......... 89
Abbildung 38: Vergleich der Differenzmittelwerte der Methoden für alle ............................. 92
Abbildung 39: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition –2 mm mit ................ 94
Abbildung 40: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition -1 mm mit ................. 95
Abbildung 41: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition 0 mm mit .................. 97
Abbildung 42: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition +1 mm mit ................ 98
Abbildung 43: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition +2 mm mit .............. 100
Abbildung 44: Vergleichend Dosislängenprodukte in Abhängigkeit der bildgebenden....... 102
TABELLENVERZEICHNIS
Tabelle 1: Differenzwerte in mm ; Schraube –2 mm............................................................... 79
Tabelle 2: Differenzwerte in mm ; Schraube –1 mm............................................................... 79
Tabelle 3: Differenzwerte in mm ; Schraube 0 mm................................................................. 80
Tabelle 4: Differenzwerte in mm ; Schraube +1 mm............................................................... 80
Tabelle 5: Differenzwerte in mm ; Schraube +2 mm............................................................... 80
Tabelle 6: Differenzwerte in mm ; für alle Schraubenpositionen zusammengefasst ............... 81
Tabelle 7: Paarweiser Vergleich der Methoden für alle Schraubenpositionen ........................ 81
Tabelle 8: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition –2 mm .......................... 83
Tabelle 9: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition –1 mm .......................... 84
Tabelle 10: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition 0 mm .......................... 85
Tabelle 11: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition +1 mm........................ 87
Tabelle 12: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubeposition +2 mm.......................... 88
Tabelle 13: Differenzwerte in mm; Stufe -2 mm ..................................................................... 90
Tabelle 14: Differenzwerte in mm; Stufe -1 mm ..................................................................... 90
Tabelle 15: Differenzwerte in mm; Stufe 0 mm ..................................................................... 90
Tabelle 16: Differenzwerte in mm; Stufe +1 mm .................................................................... 90
Tabelle 17: Differenzwerte in mm; Stufe +2 mm .................................................................... 91
Tabelle 18: Differenzwerte in mm; für alle Stufenpositionen zusammengefasst ................... 91
Tabelle 19: Paarweiser Vergleich der Methoden für alle Stufenpositionen............................. 92
Tabelle 20: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition -2 mm ............................... 93
Tabelle 21: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition -1 mm ............................... 95
Tabelle 22: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition 0 mm................................. 96
Tabelle 23: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition +1 mm .............................. 98
Tabelle 24: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition +2 mm .............................. 99
Tabelle 25: Dosislängenprodukt (mGy x cm), Dosisflächenprodukt (cGy x cm2) und kV, .. 101
Tabelle 26. Scanzeit der Iso-C 3D Einstellungen in Sekunden............................................... 101
13 1 EINLEITUNG
1 EINLEITUNG
Sowohl die konventionelle Radiographie als auch die Computertomographie (CT) nehmen
einen wichtigen Platz in der medizinischen Diagnostik ein. Gerade in der Orthopädie und der
Traumatologie gelten sie als unverzichtbares Mittel, um qualitative und quantitative Aussagen
über den Bewegungsapparat zu machen.
Die Möglichkeit, Frakturarten und deren Ausmaß anhand konventioneller Radiographie
bewerten zu können, hängt von der jeweiligen Fraktur ab. So ist beispielsweise eine
Impressionsfraktur auf einem konventionellen Röntgenbild häufig ungenügend erkennbar,
was den eingeschränkten Nutzungseffekt der herkömmlichen zweidimensionalen Bildgebung,
wie etwa den C-Bogen, erklärt. Durch die CT ist diese Art der Fraktur aufgrund der
Überarbeitungsmöglichkeit mit multiplanarer Rekonstruktion (MPR) wesentlich besser zu
beurteilen. Dennoch ist der Einsatz der CT aus logistischen Gründen bisher nur prä- oder
postoperativ möglich (BURKHARDT et al. 2003).
Intraartikuläre Frakturen lassen sich aufgrund fortgeschrittener Techniken minimal-invasiv
stabilisieren. Allerdings geht diese Entwicklung mit einer zunehmenden Einschränkung der
direkten optischen und palpatorischen Repositions- und Implantatkontrolle einher. Gerade
Impressions- und Depressionsbrüche verursachen bei der intraoperativen Beurteilung
bezüglich des Osteosyntheseresultats für den Operateur die größten Schwierigkeiten.
Ungenügende Repositionen oder Fehlpositionierung von gelenknahen Schrauben, welche zur
Wiederherstellung des Bruchs eingesetzt werden, führen zu unphysiologischen
Belastungsspitzen. Mögliche Folgen für den Patienten sind Schmerz,
Bewegungseinschränkung und Arthrose, die dann einen erneuten chirurgischen Eingriff nach
sich ziehen (TSCHERNE u. LOBENHOFFER 1993). Die Häufigkeit von Gelenkinkongruenz
und Arthrose erfordert bei der nicht einfachen operativen Behandlung der Tibiakopffraktur
eine sichere Operationstechnik mit größtmöglicher Weichteilschonung (MUGGLER et al.
1975).
Bisweilen bietet die zweidimensionale Projektionsbildgebung von konventionellen
Bildwandlern nicht genügend Informationen, um das Operationsergebnis noch intraoperativ
exakt beurteilen zu können. Bessere Bildinformationsquellen bieten die CT und die MRT.
Allerdings ist die Installation dieser Systeme im OP mit einem hohen logistischen
1 EINLEITUNG 14
undwirtschaftlichen Aufwand verbunden, sodass diese Möglichkeit nur in wenigen Kliniken
zum Einsatz kommt (MAYR et al. 1999).
Bis heute liefert die postoperative CT-Kontrolle die besten Aussagen über die Reposition und
Implantatlage. Das Bestreben nach intraoperativen Kontrollmöglichkeiten ließ deshalb die
Entwicklung eines neuen mobilen Bildwandlers (Siremobile, Iso-C-3D, Fa: Siemens,
Erlangen, Deutschland), basierend auf einem herkömmlichen fahrbaren C-Bogen,
vorantreiben (EULER et al. 2002 ).
In dieser Studie sollte die Möglichkeit einer intraoperativen Kontrolle durch den neu
entwickelten Iso-C 3D Bildwandler mit einem herkömmlichen 2D-Bildwandler und der
postoperativen 3D-Computertomographie verglichen werden. Dazu sollte anhand
experimenteller Untersuchungen am humanen Kadaverknie der Einsatz einer 3D-Bildgebung
auf das Repositionsergebnis und die Kontrolle der Implantatlage überprüft werden. Dabei
interessierte die Frage, ob durch den intraoperativen Einsatz des Iso-C 3D die postoperative
CT-Kontrolle des Patienten entfallen kann und intraoperativ das Repositionsergebnis und die
Implantatlage innerhalb akzeptabler Grenzen bestimmt werden kann. Hiermit wird neben
einem wirtschaftlichen vor allem auch ein gesundheitliches Interesse verfolgt, da mögliche
Korrekturen in der gleichen Operation durchgeführt werden könnten, und damit dem Patient
eine Reoperation erspart bliebe.
Weiterhin sollte überprüft werden, ob der intraoperative Einsatz einer 3D-Bildgebung das
Repositionsergebnis und die Kontrolle der Implantatlage an der proximalen Tibia verbessern
kann. Diese Fragestellung ist nicht nur von wirtschaftlichem sondern auch von
gesundheitlichem Interesse, kann doch durch den intraoperativen Einsatz des Iso-C 3D die
radiologische Nachkontrolle am Patienten entfallen.
15 2 LITERATURÜBERSICHT
2 LITERATURÜBERSICHT
2.1 Aufbau des Kniegelenkes
Das Kniegelenk (Art. genus) wird durch drei Knochen gebildet:
den Oberschenkelknochen (Femur), das Schienenbein (Tibia) und die Kniescheibe (Patella).
Das Wadenbein (Fibula) ist nicht an der Ausbildung des Kniegelenks beteiligt. An den
Gelenkenden ist der Knochen mit hyalinem Knorpel überzogen, welcher eine glatte, sanfte
Bewegung der Knochen gegeneinander gewährleistet (GORSCHEWSKY 2001a).
Die Gelenkfläche des distalen Femurs wird durch zwei Rollkämme (Kondylen) gebildet, die
wie die Matrix einer zugehörigen Patrix bedürfen, welche durch die muldenförmige
Gelenkfläche der proximalen Tibia gebildet wird. Das Tibiaplateau besteht aus einem
größeren konkaven medialen und einem kleineren konvexen lateralen Anteil. Es muss den
Druck- und Scherkräften der Femurkondylen widerstehen können. Hierzu wird ein intakter
stabiler Bandapparat, Menisken und die richtige Lastverteilung benötigt. In der Mitte des
Tibiaplateaus erhebt sich die knorpelfreie Eminentia intercondylaris (KOTTER u. RÜTER
1997). Die entstehenden Hohlräume zwischen Femur und Tibia werden durch die
Kniescheiben (Meniski) ausgefüllt, wobei es eine innere (mediale) und eine äußere (laterale)
Kniescheibe gibt (GORSCHEWSKY 2001a).
Diese halbmondförmigen bzw. keilförmigen Kniescheiben (Menisken) bestehen aus
Faserknorpel und gleichen die inkongruenten Gelenkflächen aus. Des weiteren wirken sie bei
Bewegung und Belastung als sogenannter Dämpfer und erfüllen somit eine Pufferwirkung
(MÜLLER 1982). Sie liegen sichel- bzw. C-förmig auf dem medialen bzw. lateralen
Tibiaplateau auf. Im Querschnitt sind sie keilförmig und werden von der Basis aus, die mit
der Gelenkkapsel verwachsen ist, ernährt. Die Blutversorgung der Vorder- und Hinterhörner
ist im Gegensatz zur Pars intermedia der Menisken stark ausgeprägt. Der mediale Meniskus
verläuft von der Area intercondylaris anterior (Vorderhornbereich) zur Area intercondylaris
posterior (Hinterhornbereich). Die Meniskusbasis ist besonders im mittleren Drittel fest mit
der faserverstärkten medialen Kapsel verbunden. Ein Schleimbeutel trennt die Kapsel vom
2 LITERATURÜBERSICHT 16
medialen und lateralen Seitenband. Das dorsale Meniskusdrittel weist starke
Verbindungszüge zum hinteren Schrägband (Lig. posterior oblique) und zum M.
semimembranosus auf. Durch diese anatomische Gegebenheit lässt sich die geringe Mobilität
und die daraus resultierende erhöhte Verletzungshäufigkeit des medialen Meniskus erklären.
Die Patella ist das größte Sesambein des menschlichen Körpers. Es ist in die Endsehne des
vierköpfigen Oberschenkelmuskels (M. quadriceps femoris) eingebettet, gehört mit zum
Kniegelenk und bildet mit dem Femur ein weiteres Gelenk. Die Kniescheibe gleitet bei
Beugung und Streckung auf den Kondylen des Femurs wie ein Schlitten auf seiner Bahn
(GORSCHEWSKY 2001a). Das Patellafemoralgelenk ist ganz von der Funktion des M.
quadriceps abhängig und weist spezielle Eigenschaften auf. In der Literatur berichtet
MÜLLER (1982) über Untersuchungen von Grant, Maquet und Henche et al. welche zeigten,
dass die Patella während der Extension /Flexion nach bestimmten Regeln in der femoralen
Trochlea aufliegt, aber nie mit ihrer ganzen Fläche. Der distale Anteil der Apex patellae, weist
keine Gelenkfläche auf und kann mit dem Femur nie in Kontakt kommen, da er als
kegelförmige Sehnenansatzstelle von der Patellarsehne vollkommen umscheidet ist
(MÜLLER 1982).
Der M. quadriceps femoris inseriert mit seinen Fasern zu 50 % an der kranial gelegenen Basis
der Patella. Der andere Anteil der Fasern zieht ventral über die Kniescheibe hinweg, um
anschließend direkt in das Lig. patellae einzustrahlen. Faserzüge der Mm. vasti medialis und
lateralis, welche Muskelbäuche des M. quadriceps femoris sind , ziehen mit ihren Faserzügen
parallel zum Lig. patellae zur Tibia und werden in ihrer Einheit als Retinaculum longitudinale
mediale und laterale bezeichnet. Diese Strukturen, welche auch als Reservestreckapparat
bezeichnet werden, erstrecken sich auf der Medialseite zwischen Lig. patellae und medialem
Seitenband, auf der Lateralseite zwischen Tractus iliotibialis und Lig. patellae. Es wird neben
den oberflächlichen longitudinalen Faserzügen eine tiefe, querverlaufende Schicht, die
Retinacula transversalia mediale und laterale, unterschieden.
Die transversale Schicht wirkt als passive ventrale Zugverspannung und weist deutliche
Faserzüge auf, die als Ligg. patellofemoralia mediale und laterale sowie als Ligg.
17 2 LITERATURÜBERSICHT
patellotibialia mediale und laterale isoliert darstellbar sind. Bis auf die Apex patellae ist die
Patellarückfläche überknorpelt. Sie artikuliert mit der Facies patellaris femoris (Trochlea
femoris) bis zu einer Kniegelenksflexion von 90° (STROBEL u. STEDTFELD 1990).
Für die feste Führung des Kniegelenkes sind vordergründig die Bänder verantwortlich. Es
gibt jeweils ein inneres und äußeres Seitenband (Ligg. collateralia), sowie die innerhalb des
Gelenkes liegenden Kreuzbänder (GORSCHEWSKY 2001a).
Die ligamentäre Struktur der Medialseite stellt das mediale (innere) Seitenband (Lig.
collaterale mediale) dar. Es entspringt ventral des Tuberculum adductorium vom Epicondylus
femoris medialis, und setzt nach einem 9-11 cm langen Verlauf an der medialen Tibiakante
an. Dabei ist es von Muskelgruppen des Pes anserinus bedeckt. Es besteht eine Verbindung
nach ventral zum Retinaculum mediale, welches als Faszienverstärkung der Kniescheibe
fungiert. Dorsal geht es in das hintere Schrägband bzw. die dorsomediale Kapselschale über.
Während die dorsalen proximalen Faserzüge direkt von kranial in das hintere Schrägband
einstrahlen, erfolgt dies von den dorsalen distalen Zügen erst nach Umbiegen über die
Semimembranosussehne. Gemeinsam mit dem hinteren Schrägband setzen sie an der
Tibiahinterkante und dem medialen Meniskushinterhorn an (STROBEL u. STEDTFELD
1990).
Das laterale Seitenband (Lig. collaterale laterale) ist im Querschnitt stielrund, 5-7 cm lang und
zieht vom lateralen Femurkondylus schräg nach distal-dorsal zum Fibulaköpfchen. Zwischen
lateralem Seitenband und lateraler Kapsel besteht ein ca. 1 cm breiter Spalt, durch den die
Sehne des M. popliteus verläuft. Das variabel ausgeprägte Lig. popliteum arcuatum entsteht
durch die Verschmelzung dorsaler Faserzüge des lateralen Seitenbandes mit der tiefen
Kapselschicht. Während der Verlauf des lateralen Seitenbandes dem des hinteren
Kreuzbandes entspricht, gleicht der des medialen Seitenbandes mehr dem des vorderen
Kreuzbandes (STROBEL u. STEDTFELD 1990).
Das vordere Kreuzband entspringt am dorsalen Bereich der Innenseite des lateralen
Femurkondylus. Es zieht nach ventral distal medial zur Area intercondylaris anterior. Hier
setzt es zwischen den vorderen Meniskusinsertionen unmittelbar ventral des Tuberculum
intercondylare mediale an (STROBEL u. STEDTFELD 1990). An der Innenfläche des
2 LITERATURÜBERSICHT 18
medialen Femurkondylus entspringt das hintere Kreuzband und inseriert an der Area
intercondylaris der Tibia. In seinem Verlauf kreuzt es das vordere Kreuzband in einem
Winkel von 90°. Dabei kann es von zwei unregelmäßig vorkommenden Bändern, die
ebenfalls an der Innenfläche des medialen Femurkondylus entspringen, begleitet werden
(STROBEL u. STEDTFELD 1990).
Das Lig. meniscofemorale anterius zieht ventral über das hintere Kreuzband hinweg und
inseriert am Hinterhorn des Aussenmeniskus. Dorsal vom hinteren Kreuzband verläuft das
Lig. meniscofemorale posterius zum Hinterhorn des Aussenmeniskus.
Wie alle Gelenke ist auch das Kniegelenk von einer Gelenkkapsel umhüllt, welche aus zwei
Schichten besteht. Die äußere straffe schützt das Gelenk, während eine innere, zarte die
Synovialflüssigkeit produziert. Diese Flüssigkeit ist primär für die Ernährung des
Gelenkknorpels von Wichtigkeit und setzt die Reibungskräfte herab (GORSCHEWSKY
2001a).
Das Kniegelenk wird in drei Abschnitte eingeteilt :
1. Der innere Gelenkabschnitt liegt zwischen der inneren Oberschenkelrolle
(Kondylen) und dem inneren Schienenbeinkopf (Tibiakopf) mit dem
Innenminiskus.
2. Der äußere Gelenkabschnitt liegt zwischen äußerer Oberschenkelrolle und
äußerem Schienenbeinkopf mit dem Außenminiskus.
3. Der vordere Gelenkabschnitt liegt zwischen der Rückseite der Patella und dem
Gleitlager am Oberschenkel.
Das Kniegelenk ist das größte und biomechanisch eines der komplexesten Gelenke des
menschlichen Körpers (ANDRIACCHI et al. 1986, KIM et al. 1997). Anatomisch wird es als
bikondyläres Drehscharniergelenk bezeichnet (SCHIEBLER 1995).
19 2 LITERATURÜBERSICHT
Andererseits soll es sich bei dem Bewegungsablauf des Kniegelenkes nicht um eine reine
Schanierbewegung, sondern um eine Rollgleitbewegung des Oberschenkels auf dem
Unterschenkel (GORSCHEWSKY 2001a) handeln. Anatomisch betrachtet hat das
Kniegelenk als Drehscharniergelenk nur zwei Freiheitsgrade (SCHIEBLER et al. 1995). Die
Hauptbewegung ist eine Extensions-/Flexionsbewegung (Rotation um die Transversalachse)
kombiniert mit einer Innen-/Außenrotation um die Longitudinalachse. Zahlreiche Studien
haben weitere Bewegungsmöglichkeiten des Kniegelenkes aufgezeigt. So ist das Strecken und
Beugen genau betrachtet eine Kombination aus Rollen und Gleiten, wobei sich der
tibiofemorale Kontaktpunkt von Extension zur Flexion nach posterior verschiebt
(DICKMANN u. GRÜNBERG 1997, ANDRIACCHI u. ALEXANDER 2000).
Abbildung 1: Aufbau des humanen Kniegelenkes (GORSCHEWSKY 2001a).
2 LITERATURÜBERSICHT 20
2.2 Einteilung der Tibiafrakturen
2.2.1 AO – Klassifikation der Frakturen
Zum Zwecke der Therapieplanung und der jeweiligen Prognose bei Frakturen gibt es eine
systematisierte Klassifikation, welche im Jahre 1987 von MÜLLER, NAZARIAN und KOCH
erarbeitet wurde. Das Prinzip dieser Klassifikation beruht auf Berücksichtigung der
Lokalisation (A) und der unterschiedlichen morphologischen Charakteristika (B) der
jeweiligen Frakturen (MÜLLER et al. 1987).
A. Die Lokalisation
Das erste Symbol des alphanumerischen Codes der AO-Klassifikation präsentiert den
frakturierten Knochen:
1 = Humerus, 2 = Radius/Ulna, 3 = Femur, dieser ist weiter unterteilt in 3 Segmente
bezeichnet durch die Zahlen 1,2 oder 3. Die Tibia/Fibula=4 ist unterteilt in 4 Segmente,
gekennzeichnet durch die Zahlen 1-4.
Die Wirbelsäule (5) gliedert sich in 3 Segmente: cervical, thorakal und lumbal, das Becken
(6) in 2 Segmente. Die Hand ist durch die Nummer 7, der Fuß durch Nummer 8 und alle
übrigen Knochen durch die Nummer 9 gekennzeichnet. Dazu gehört z.B. die Patella (91.1) ,
die Clavicula (91.2) und die Skapula (91.3).
Die zweite Nummer in diesem alphanumerischen Code steht für die genauere Lokalisation
des Bruches. 1: proximal,
2: diaphysär
3: distal.
Ein spezieller Fall sind die Tibia und Fibula. Hier steht die Zahl 4 für die separate Einteilung
der Malleolarfraktur als Fraktur eines selbständigen Segmentes (MÜLLER et al. 1987).
21 2 LITERATURÜBERSICHT
B. Morphologische Charakteristika der Frakturen
Im Wesentlichen sind hierbei drei Fragestellungen zu beantworten:
1. welcher Frakturtyp (A,B,C)
2. welche Gruppe (1,2,3)
3. welche Subgruppe liegt vor (1,2,3) ?
Der Frakturtyp wird durch die Buchstaben A, B oder C beschrieben. Da diese Studie das
Fallbeispiel von Knien untersucht ist die folgende Erklärung weitgehend auf Tibia und Fibula
bezogen.
1. Typ A: repräsentiert alle extraartikulären Frakturen. Die Frakturlinie kann entweder
metaphysär oder epiphysär sein, jedoch ist die Gelenkfläche niemals mitbeteiligt,
obwohl diese intrakapsulär verlaufen kann.
2. Typ B: repräsentiert partiell intraartikuläre Frakturen.
Nur ein Teil der Fraktur betrifft die Gelenkfläche während der übrige Gelenkbereich
intakt bleibt und fest mit der stützenden Diaphyse und Metaphyse verbunden ist.
3. Typ C: repräsentiert vollständige intraartikuläre Frakturen. Charakteristisch ist hierbei
der Bruch in der Gelenksoberfläche und ihre vollständige Trennung von der Diaphyse.
Jeder dieser drei Typen ist wiederum in drei Gruppen unterteilt, welche durch
unterschiedliche Nummern beschrieben werden können (1,2 oder 3). Daraus resultieren für
jedes Knochensegment neun mögliche Gruppen (A1, A2, A3 - B1 ,B2 ,B3 – C1 ,C2 ,C3).
Eine weitere Unterteilung in Subgruppen ist möglich (A1.1, A1.2....., - C.3.3). Diese weitere
Unterteilung in Subgruppen hängt bei extra-artikulären Frakturen (Typ A) von ihrem Grad an
Instabilität und Anzahl der vorliegenden Fragmente ab, bei den partiell intraartikulären
Frakturen (Typ B) von der Lokalisation der Frakturlinie und wiederum von der Anzahl der
Fragmente. Bei den vollständigen Frakturen (Typ C) ist das Kriterium für die Einteilung in
2 LITERATURÜBERSICHT 22
eine weitere Subgruppe eine Kombination aus Typ A und Typ B Frakturen. Typ B und C
fallen unter den Begriff der „Tibiaplateau“-Frakturen.
Die Gruppe B1 steht für reine Spaltung, B2 für reine Impression und B3 für eine
Kombination: sowohl Impressionen als auch Spaltung. Die Unterteilung in ihre Subgruppe
lässt eine Differenzierung zwischen lateralem und medialem Tibiaplateau zu. Die Prognose
für das mediale Plateau ist schlechter als für das laterale (MÜLLER et al. 1987).
In der Klassifikation sind die neun Gruppen in einer bestimmten Reihenfolge nach ihrem
zunehmendem Schweregrad angeordnet. Dieser basiert auf der morphologische Komplexität,
der Schwierigkeit der Behandlung und der Prognose (MÜLLER et al. 1987). Somit beschreibt
A1 die einfachste Fraktur mit bester Prognose und C3 die schwierigste mit schlechtester
Prognose. Wenn eine Fraktur keiner der Gruppen zugeordnet werden kann, erhält sie die
Buchstaben-Ziffer Kombination D1. In diesem Fall ist es nötig die Fraktur vollständig zu
beschreiben. Allerdings sind solche Frakturen extrem selten (MÜLLER et al. 1987).
C. Alphanumerischer Code der Diagnose einer Fraktur
Wenn die Lokalisation der Fraktur festgestellt wurde, wird diese mit ihrem morphologischen
Charakteristikum kombiniert. Dies ergibt die Diagnose.
Die Verschlüsselung ist mittels eines alphanumerischen Codes (Ziffer, Nummer) dargestellt,
welche mit der Computerpraxis konform ist. Jede Ziffer des Codes hat eine bestimmte
Bedeutung. Im Zusammenhang übermittelt diese Ziffer - Nummern Kombination eine exakte
Diagnose und den Schweregrad einer bestimmten Fraktur.
Mittels dieses Systems ergibt sich durch die 9 definierten Knochen mit ihren 29 Segmenten,
klassifiziert in 3 Frakturtypen (A,B oder C), welche in 3 Gruppen und diese wiederum in 3
Subgruppen unterteilt sind, eine potentielle Klassifikation von 783 Frakturen. Wenn man
zusätzliche Qualifizierungen hinzufügt können hiermit mehr als 1500 Frakturen klassifiziert
werden.
Die Zahlenkombination 41 steht für proximale die 43 für distale Tibia/Fibula Frakturen. Wie
auch bei den Frakturen der diaphysären Segmente sind die Frakturen der proximalen und
23 2 LITERATURÜBERSICHT
distalen Segmente in 3 Frakturtypen eingeteilt. Somit lautet der vollständige alphanumerische
Code einer Tibiaplateau Impressionsfraktur: 41B2 (MÜLLER et al.1987).
A1: Ausriß B1: reine Spaltung C1: artikulär einfach,
metaphysär einfach
A2: metaphysär einfach B2: reine Impression C2: artikulär einfach,
metaphysär mehrfragmentär
A3: metaphysär mehrfachfragmentär B3: Impression mit C3: mehrfragmentär
Spaltung
Abbildung 2: AO-Klassifikation der Tibiaplateaufrakturen (KOTTER u. RÜTER 1997)
2 LITERATURÜBERSICHT 24
2.2.2 Allgemeines und Frakturverteilung
In einer Veröffentlichung im Rahmen einer A.O.-Sammelarbeit haben MUGGLER et al. 1975
die operative Versorgung von Tibiakopffrakturen publiziert, die in den letzten Jahren zentral
in verschiedenen Kliniken gesammelt worden sind.
Hierbei werden 225 von 273 versorgten Frakturen berücksichtigt und eine modifizierte
Einteilung der Frakturen durchgeführt, wobei Spalt- und Depressionsbrüche in einer Gruppe
zusammengefasst sind (Gruppe I). Impressionsbrüche werden durch die Gruppe II und
verschiedene Bruchtypen durch die Gruppe III repräsentiert.
Die Frakturverteilung ergibt bezüglich der Extremitäten ein Überwiegen des linken gegenüber
dem rechten Bein mit einem prozentualen Anteil von 58,7% zu 41,3%. Dabei ist das
männliche Geschlecht mit 67,5% häufiger betroffen als das weibliche Geschlecht mit 32,5%.
Im jugendlichen Alter finden sich erwartungsgemäß eher Sportverletzungen, im mittleren
Alter Verkehrsunfälle und im höheren Alter dagegen Arbeits- und Haushaltsunfälle. Auch
GRUNER et al. (2000) berichten von denselben Ursachen, wobei pathologische Frakturen
und Ermüdungsbrüche seltener vorkommen. In der Gesamtbetrachtung aller Tibiafrakturen
treten die Frakturen des proximalen Drittels mit einer Inzidenz von ca. 10% auf.
In einer retrospektiven Analyse der letzten 40 Jahren wird eine zunehmende Inzidenz von
Tibiakopffrakturen in der älteren Bevölkerungsgruppe berichtet (GERICH et al. 2001b).
Laut MUGGLER et al. (1975) kommen monokondyläre Brüche viermal häufiger als
bikondyläre vor (180:45). Seltener finden sich komplexe, kombinierte Brüche der Gruppe III.
Weniger häufig sind offene Frakturen mit 7,5%, während dagegen bei den geschlossenen
Frakturen mit 50% zusätzliche Weichteilschädigungen nachgewiesen werden. Auffällig sind
bei den Impressions- und Depressionsbrüchen die Nebenverletzungen am Unfallknie wie
Knorpeldefekte, Eminentiaausbrüche sowie Außenmeniskusverletzungen. Bei Spaltbrüchen
sind es hingegen häufiger Eminentia- oder Kreuzbandverletzungen. Absolut viel häufiger
lädiert ist der Außenmeniskus, wegen des gehäuften Frakturbefalles des lateralen
Gelenkanteils (MUGGLER et al. 1975) .
Die einwirkende Gewalt bei der Entstehung einer Tibiaplateaufraktur ist in der Regel relativ
gering. Die Fraktur entsteht durch axiale Stauchung und einem gleichzeitig einwirkenden
Schermechanismus. Meniskusläsionen treten im Gegensatz zur begleitenden Bandläsionen
25 2 LITERATURÜBERSICHT
seltener auf (GERICH et al. 2001b). Laut GRUNER et al. (2000) beruht die Entstehung der
proximalen Tibiafrakturen im wesentlichen auf indirekte Krafteinwirkung vor allem bei
Rasanztraumen (überwiegend offene Frakturen), indirekte Krafteinwirkung durch Biegung
und Rotation (überwiegend geschlossene Frakturen) und Quetschverletzungen mit
höhergradigem Weichteilschaden. Laut HERTEL (1997) entstehen Tibiakopffrakturen durch
Stauchungsmechanismen. Frakturen von Patella und Fibula treten lediglich mit einer
Prävalenz von 0,5% auf, während Impressionsfrakturen der Gruppe II über 50% der
Nebenverletzungen ausmachen (MUGGLER et al. 1975).
2.3 Tibiafrakturen beim Kleintier
2.3.1 Einteilung der Frakturen in der Tiermedizin (modifizierte AO-Klassifikation)
Vor mehr als 100 Jahren sind Frakturklassifikationssysteme von Pferden in
veterinärmedizinischen chirurgischen Textbüchern veröffentlicht worden. Später fügt man
nachträglich Kriterien der Klassifikation hinzu, einschließlich die Pathophysiologie der
Frakturen, der Schweregrad der Weichteilverletzungen, das Zeitintervall des Unfalls bis zur
chirurgischen Versorgung, die Stabilität der Fraktur, die Dislokation der Fragmente und die
morphologische Erscheinung.
1990 wird durch eine an die AO-Klassifikation des Menschen angelehnte Studie von
UNGER, MONTAVON und HEIM eine Einteilung von Frakturen der langen Röhrenknochen
des Hundes und der Katze vorgenommen. Die Lokalisation und die Morphologie der
Frakturen werden durch herkömmliche definierte Fachbegriffe charakterisiert, um jeder
Fraktur einen alphanummerischen Code zuweisen zu können. Mit diesem
Klassifizierungssystem werden die Frakturen, wie bereits in der AO-Klassifikation
durchgeführt, abhängig von ihrer anatomischen Lokalisation, nach ansteigendem
Schweregrad und Komplexität angeordnet.
Über einen bestimmten Zeitraum werden in der veterinärmedizinischen Universität in Zürich
Radiographien langer Röhrenknochenfrakturen von Hunden und Katzen gesammelt. UNGER
2 LITERATURÜBERSICHT 26
et al. (1990) ziehen das bereits bestehende AO-System heran um 1038 radiologisch
dokumentierte lange Röhrenknochenfrakturen zu codieren. Sie finden innerhalb ihrer Studie
heraus, dass das System auf die meisten Frakturen langer Röhrenknochen von Hunden und
Katzen anwendbar ist. Dieses kann in der Veterinärmedizin zur besseren Einschätzung der
Prognose, der Therapie, für die vergleichende Orthopädie und retrospektive Studien genutzt
werden, da auch mit der Einführung der internen Fixation die Frakturmorphologie einen
besonderen Stellenwert eingenommen hat.
UNGER et al. modifizieren 1990 die humane Fraktur – Klassifikation, um eine bessere
Anwendung bei Kleintieren zu gewährleisten. Entsprechend der abweichenden Anatomie,
Physiologie und Pathophysiologie und in Rücksichtnahme auf die Methode der Behandlung
der Vierbeiner wird diese angeglichen. Das Basiskonzept des alphanummerischen
Codesystems beruht wie auch im AO-Klassifikationssystem auf der Lokalisation,
Morphologie und ansteigenden Komplexität der Frakturen (UNGER et al. 1990).
Auch der alphanummerischer Code ist von der AO-Klassifikation übernommen worden und
besteht somit aus vier Ziffern. Die erste Ziffer beschreibt die Art des Knochens, die zweite
Ziffer die Lokalisation, Buchstabe drei und Ziffer vier den Schweregrad der Fraktur.
Im Unterschied zur AO-Klassifikation in der Humanmedizin, definieren UNGER et al. (1990)
durch Zuhilfenahme von Winkelabmessungen und Größenangaben der Fragmente die
einzelnen Frakturformen.
So kreuzt eine Querfraktur z.B. den Knochen senkrecht zu seiner Achse oder mit einem
Winkel kleiner als 30°, bezogen auf den Knochenquerschnitt. Dagegen handelt es sich um
eine Schrägfraktur, wenn der Winkel größer als 30° ist. Außerdem werden Spiralfrakturen als
Schrägfrakturen bezeichnet. Als reponierbar wird ein ausgebrochenes Splitterfragment
angesehen, wenn sowohl seine Länge als auch seine Breite über ein Drittel des
Knochendruchmessers betragen und eine Mindestgröße von 4 x 4 Millimetern aufweisen.
Eine artikuläre Fraktur wird angenommen, wenn sich eine Frakturlinie ausgedehnt über die
Gelenkoberfläche mit disloziertem Fragment präsentiert. Liegt keine Dislokation des
Gelenkfragments vor, wird die Fraktur abhängig ihres Zentrums als metaphysäre oder
diaphysäre Fraktur eingestuft (UNGER et al. 1990). Zum Beispiel werden diaphysäre
27 2 LITERATURÜBERSICHT
Frakturen in 3 Untertypen eingeteilt: (A) einfache, (B) verkeilte (C) komplexe Frakturen. Der
Buchstabe D wird, wie bereits in der AO-Klassifikation für den Menschen beschrieben dann
gewählt, wenn die Fraktur in keiner der möglichen Codierungen einzuordnen ist (UNGER et
al. 1990).
Abrisse der Tuberositas tibiae entsprechen laut der AO-Klassifikation nach UNGER et al.
(1990) wie auch in der Humanmedizin dem Frakturtyp 41-A1. LEIGHTON und TAYLER
berichten 1983, dass diese relative selten vorkommen.
Laut WITHROW et al. (1976) tritt der Abriss der Tuberositas tibiae hauptsächlich bei jungen
Tieren auf. Erklären lässt sich diese Entstehungsweise der Fraktur durch eine Sturz- und
Sprungverletzung bei starker Beugung des Kniegelenks. Der Sturz wird gleichzeitig durch
eine Kontraktion des Musculus quadriceps femoris kompensiert. Es entsteht hierdurch eine
übermäßige Zugspannung dieses Muskels über das Lig. rectum patellae und an dessen
Insertionsstelle, wodurch der Abriss der Tuberositas resultiert (LEIGHTON u. TAYLER
1983).
Proximale extraartikuläre Tibiafrakturen treten als Schräg- oder Trümmerfrakturen auf und
sind laut der AO-Klassifikation mit folgendem Code zu beschreiben: 41-A2 bzw. 41-A3.
Gelenkbrüche werden unterteilt in Trümmer- oder Y- bzw. T-Frakturen (41-C1, 41-C2, 41-C3
und 41-B1, 41-B2, 41-B3).
29 2 LITERATURÜBERSICHT
2.3.2 Häufigkeitsverteilung der Tibiafraktur beim Kleintier
In der Literatur sind unterschiedliche Angaben über die Häufigkeit von Tibiafrakturen beim
Kleintier beschrieben. So schwanken die angegebenen Prozentzahlen zwischen 10 und 24%.
SCHEBITZ et al. berichten 1981 über Gliedmaßenfrakturen in einer Population von 2128
Hunden, wobei die Tibia-Fibulafraktur mit 24% hinter dem Femur an zweiter Stelle steht.
Wiederum beschreiben andere statistische Analysen, dass die Tibia-Fibulabrüche nach den
Femurfrakturen den zweit größten Anteil ausmachen (PFEIFFER 1977, SIEME 1990).
15% aller Gliedmaßenfrakturen betreffen die Tibia (KOLATA u. JOHNSTON (1975).
PHILLIPS (1979) und HUNT et al. (1980) geben den Prozentsatz der Tibia-Fibulafrakturen
beim Hund mit 12% an, während WONG (1984) einen ähnlichen Prozentsatz von 18%
beschreibt. Bei einer Gesamtzahl von 108 Katzen war der Unterschenkel in 11 Fällen
frakturiert, was einem prozentualen Anteil von ca. 10% entspricht (HILL 1977).
SIEME bereichtet 1990 in einer Dokumentenanalyse, die sich auf den Zeitraum von fünf
Jahren bezieht, das beim Hund 28,1 % und bei der Katze 23,5% aller Gliedmaßenfrakturen
den Unterschenkel betreffen. Laut Untersuchungen von LAND (1981) beträgt der Anteil der
Unterschenkelfrakturen zusammen mit den Unterarmfrakturen 22,7%. WELZ (1988)
berichtet, dass von allen operativ behandelten Röhrenknochen 17,5% den Unterschenkel
betreffen. Schaftfrakturen werden im Gegensatz zu proximalen und distalen Tibia- und
Fibulafrakturen häufiger beobachtet (ALEXANDER 1982, LAND 1981, PFEIFFER 1977,
BOONE et al. 1986 ).
Wie beim Mensch bereits festgestellt, sind auch bezüglich der Geschlechtsverteilung die
männlichen Tiere sowohl bei den Hunden als auch bei den Katzen häufiger betroffen als die
weiblichen. Das prozentuale Verhältnis liegt laut einer Studie von SIEME et al. (1990) bei
etwa 60: 40. Männliche Tiere sind nach dieser Studie mit 59,4% bei den Hunde und bei den
Katzen mit 60,6% häufiger betroffen als weibliche. An erster Stelle in der Frakturhäufigkeit
bezüglich der Hunde stehen mit 42,1 % großwüchsige Rassen. Kleinwüchsige Hunderassen
ordnen sich mit 31,4% und mittelgroße mit 26,5% unter. Innerhalb der großwüchsigen Rassen
ist der Deutsche Schäferhund und der großwüchsige Mischling am häufigsten vertreten. Bei
2 LITERATURÜBERSICHT 30
den mittelgroßen Hunderassen sind führend der Bullterrier und Mischlinge, während bei den
kleinwüchsigen Rassen der Teckel dominiert (SIEME 1990).
Frakturen können durch indirekte oder direkte Traumen, durch Krankheiten des Knochens
(pathologische Frakturen) und durch wiederholten Stress (Ermüdungsbrüche) verursacht
werden (BRINKER et al. 1978). Der Verkehrsunfall steht bei den traumatisch bedingten
Frakturursachen sowohl bei Hund als auch bei Katze an erster Stelle (MEYER 1977,
PFEIFFER 1977, PHILIPPS 1979, STEIN 1990). Andererseits wird in weiteren
Literaturstellen der Sturz- und die Sprungverletzung aus größeren Höhen als Hauptursache bei
der Katze genannt (KÖSTLIN 1973, ROBINSON 1976, EULER 1979, STAIMER 1980,
LAND 1981). In einer Untersuchung nach BARTH 1990 über die Verletzungshäufigkeit
polytraumatisierter Katzen nach Fenstersturz sind die langen Röhrenknochen zu 27,9%
betroffen. Bei anderen Autoren lagen die Frakturen unbekannter Ursache bei Katzen
prozentual an erster Stelle (HILL 1977, FUCHS 1978, FISCHER 1986).
Impressionsbrüche des lateralen Tibiaplateaus durch den lateralen Femurkondylus , wie sie
beim Menschen vorkommen und von MÜLLER et al. (1977) beschrieben werden, kommen
bei Hund und Katze aufgrund der Winkelstellung des Kniegelenks selten vor (LAND 1981).
2.4 Diagnostik
2.4.1 Anamnese und Klinische Untersuchung
Bei Frakturen der unteren Extremitäten muss der Patient immer über vorbestehende Knie- und
Sprunggelenkverletzungen und –erkrankungen befragt werden, so dass vorbestehende
Beinlängendifferenzen, Achsenfehlstellungen oder Funktionseinschränkungen zu erkennen
und in die Therapieplanung mit einbezogen werden können. Die Rekonstruktion des
Unfallhergangs lässt Rückschlüsse auf weichteilrelevante Verletzungsformen und
Rotationstraumen mit spontaner Reposition zu (GRUNER et al. 2000 ).
Neben der Überprüfung des Durchblutungszustandes anhand des Pulsstatus und der
Nervenfunktion steht die Ermittlung des Ausmaßes der Gelenkfraktur im Vordergrund. Bei
31 2 LITERATURÜBERSICHT
der Behandlung von Gelenkfrakturen ist es Ziel, eine exakte anatomische Reposition der
Fragmente und die Wiederherstellung der korrekten Beinachse vorzunehmen. Bereits mittels
konventioneller Radiographie lassen sich Frakturen gut darstellen. Allerdings bedarf es bei
Vorliegen von komplexen Brüchen zur weiteren Bestimmung des Dislokationsausmaßes und
der Fragmentlokalisation weiterführender Abklärung. Da auch kleinere Verschiebungen die
Ausheilung negativ beeinflussen können, sollten auch diese radiologisch erkannt werden.
Eine obsolete Methode ist die konventionelle Tomographie, welche seit Mitte der 1980er
Jahre durch das CT verdrängt wurde (HACKL et al. 2001).
2.4.2 Bildgebende Verfahren
Während 1997 von KOTTER und RÜTER zur Orientierung und Erstbeurteilung einer Fraktur
Standardröntgenaufnahmen a.-p. und lateral beschrieben werden, geht der Trend heutzutage in
Richtung einer Abklärung durch die CT. Hierbei sind beispielsweise der Grad der
Impressionstiefe und die Klassifikation des Bruches besser zu erfassen und zu beurteilen als
im zweidimensionalen konventionellen Röntgenbild.
So beweist die CT in zahlreichen Studien ihre Bedeutung für die präoperative
Frakturdiagnostik unter anderem am Kniegelenk und am Sprunggelenk. CT- Datensätze
werden durch Nachbearbeitung mittels MRP sowie 3D-Rekonstruktion (In-surface-shaded-
display- oder Volume-rendering-Technik) optimiert und sind somit in die klinische
Routinediagnostik eingegangen. Als Schnittbilddiagnostik etablieren sich die CT und ihre 3D-
Rekonstruktion zur Operationsplanung von Knochenbrüchen (KOTSIANOS et al. 2001).
Liegt eine Luxationsfraktur vor, ist zur Abklärung der Beteiligung von Bandstrukturen und
/oder Meniskusausrissen die Kernspintomographie (MRT) das Verfahren der Wahl (KOTTER
u. RÜTER 1997).
2 LITERATURÜBERSICHT 32
2.4.3 Konventionelle Radiographie
Vor ca. 100 Jahren entdeckt W.C. Röntgen die nach ihm benannten Röntgenstrahlen oder X-
Strahlen, welche einen bedeutenden Schritt für die traumatologische Diagnostik darstellen
(WOLF u. BOHNDORF 1997). Das Röntgenbild ist eine weit verbreitete Technik zur
präoperativen Diagnostik. Dabei werden die Röntgenstrahlen durch die zu beurteilende
Körperregion gesendet und von einem röntgenempfindlichen Film aufgefangen.
Röntgenstrahlen sind kurzwellige, elektromagnetische, ionisierende Strahlen, die in einer
Röntgenröhre unter Hochspannung erzeugt werden und die Eigenschaft haben, organisches
Gewebe zu durchdringen. Je höher die Spannung gewählt wird, desto „ härter“ ist die
Strahlung, d.h. sie dringt tiefer in das Gewebe ein. Dies hat zur Folge, dass knöcherne
Strukturen sehr exakt dargestellt werden können. Vorteile des Röntgenbildes sind die einfache
Technologie, die Verfügbarkeit und die hohe Abbildungsschärfe. Nachteile sind hohe
Strahlenbelastung für den Patienten und Untersucher, wobei in der Humanmedizin die
Strahlenbelastung für den Untersucher, durch Verlassen des Raumes während des
Strahlvorgangs minimiert werden kann (RÖNTGEN 1895).
Ursprünglich werden Röntgenaufnahme in zwei Ebenen (a.-p. und seitlich) angefertigt.
Anschließend nach genauer Untersuchung der Morphologie des proximalen Tibiaendes sind
verfeinerte Techniken für a.-p. Aufnahmen vorgestellt worden (BÖHLER 1958, MOORE u.
HARVEY 1974). Später berichten NEWBERG und GREENSTEIN (1978) und RAFII et al.
(1987) von weiteren Spezialröntgenaufnahmen, die beispielweise Drehungen von 15°
(„angled view“) ermöglichen und damit eine noch bessere Darstellung des
Dislokalisationsausmaßes zulassen.
Speziell bei der Diagnostik von Tibiakopffrakturen, wird die exakte Beurteilung im
Summationsröntgenbild häufig schwierig. PROKOP et al. berichten 2001, dass der Grund
dafür der voluminöse Tibiakopf mit seiner medial konkav und lateral konvex geformten
Gelenkfläche und einer Größe von nicht selten sechs mal acht Zentimeter ist. Aufgrund dieser
anatomischen Gegebenheit kommt es bei den Standardröntgenaufnahmen des Kniegelenkes
im a.-p.-, seitlichen und 45° gedrehten Strahlengang zu Überlagerungen. Die
Standarddiagnostik des Kniegelenks a.-p. und seitlich und ggf. auch die 45°- Schrägaufnahme
33 2 LITERATURÜBERSICHT
geben nur eine Übersicht über die Verletzung und sind also nicht ausreichend (PROKOP et al.
2001). Exakte Lokalisationen und Bemessungen des Ausmaßes der Verletzungen,
insbesondere bei den vornehmlich auftretenden Gelenkimpressionen, sind selten möglich.
2.4.4 Bildverstärker
Die Durchleuchtung wird im Vergleich zur Röntgenaufnahme erst in den Jahren 1960-1970
zu einem technisch brauchbaren Instrument. Bis zu diesem Zeitpunkt muss der Radiologe den
Leuchtschirm nach entsprechender Dunkeladaption der Augen betrachten, was zum Teil mit
einer hohen Strahlenbelastung für den untersuchenden Arzt verbunden war. Der
elektronenoptische Röntgenbildverstärker geht auf eine Erfindung aus dem Jahre 1948 zurück
und ersetzt den Leuchtschirm. In der Anfangszeit betrachtet man das hellere, aber stark
verkleinerte Ausgangsbild des Röntgenbildverstärkers mit einer Lupe. In den Jahren 1960-
1970 setzt sich dann das Bildverstärkerfernsehen durch (SCHLEGEL 2002).
Im Röntgenbildverstärker wird das auf der Kathodenfläche erzeugte Röntgenbild in ein
sichtbares, elektronisches Bild mit hoher Leuchtdichte umgewandelt. Die Röntgenstrahlung
durchdringt zunächst das strahlendurchlässige Eingangsfenster der Röhre und fällt auf den
Leuchtschirm. Das Röntgenbild wird hier durch Lumineszenz in ein optisches Bild
umgewandelt. Vor dem Röntgenleuchtschirm befindet sich eine sehr dünne, lichtempfindliche
Schicht, die Fotokathode. Diese Fotokathode wandelt die Helligkeitsverteilung des optischen
Bildes in eine Elektronenflussdichteverteilung um. Durch das elektrische Feld im Inneren des
Bildverstärkers werden die von einem Fotokathodenpunkt emittierten Elektronen so gelenkt,
dass ihre Bahnen zusammen ein keulenförmiges Bündel bilden, das seine größte Dicke nahe
der Fotokathode hat und zur Anode hin allmählich schlanker wird. Auf dem
Ausgangsleuchtschirm vereinigen sich die Elektronenbahnen wieder in einem Punkt, dem
Bildpunkt. Im elektrischen Feld (25-35kV) nehmen die Elektronen kinetische Energie auf. Im
Ausgangsschirm werden etwa pro Elektron 1000 Lichtquanten erzeugt. Hinzu kommt, dass
die große Kathodenfläche auf dem kleinen Ausgangsschirm abgebildet wird. Es ergibt sich
dadurch eine sehr hohe Leuchtdichte auf dem Ausgangsschirm, und das Ausgangsbild ist für
2 LITERATURÜBERSICHT 34
die Bildübertragung auf die nachgeschalteten Systeme (Fernsehkamera, Einzelbild- oder
Kinokamera) sehr gut geeignet (SCHLEGEL 2002).
Die Eigenschaften des Eingangsleuchtschirms sind entscheidend für die Auflösung und
Kontrast des Röntgenbildes, der bei geringer Leuchtstoffbelegung eine hohe
Quantenabsorption aufweisen muss. Anfang der siebziger Jahre wird der Leuchtstoff Zink-
Cadmiumsulfid (ZnCdS:Ag) eingesetzt, dessen Eigenschaften allerdings unbefriedigend sind,
da die Überlappung zwischen Spektrum und Absorptionskurve relativ klein ist. Der
Durchbruch zum heutigen hohen Bildqualitätsstandard wird mit der Einführung des neuen
Röntgenleuchtstoffes Cäsium-Jodid (CsI:Na) erreicht. Dieser Leuchtstoff zeichnet sich durch
die Cs-Absorptionskante bei 40 kV und eine gute spektrale Anpassung an die
Empfindlichkeitsverteilung der Cäsium-Antimon-Fotokathode aus (SCHLEGEL 2002).
2.4.5 Computertomographie
Seit ihrer Einführung in den 70er-Jahren entwickelt sich die CT zu einem wichtigen
Instrument der Diagnostik schwieriger Gelenkverletzungen. Die CT ist das erste vollständige
digitale Schnittbildverfahren in der Medizin (BURKHARDT et al. 2003). Hierbei ist es
möglich, digital berechnete Bilder zu erzeugen und diese weiter im Computer zu bearbeiten.
Hounsfield entwickelt 1972 die 1. Generation der CT. Das Grundprinzip der Funktionsweise
der CT besteht darin, dass ein dünner Röntgenstrahl den Patienten in einer definierten Ebene
aus verschiedenen Richtungen durchdringt und die Strahlung durch Detektoren bzw. Scanner
erfasst wird. Aus der für jede Richtung gemessenen Schwächung der Röntgenstrahlung wird
auf mathematische Weise die lokale Röntgenschwächung an jedem Punkt in der
Untersuchungsschicht rekonstruiert (RADON 2001). Die Röntgenstrahlungswerte werden in
sog. CT-Werte (Hounsfield-Einheiten) umgerechnet und schließlich, in Graustufen kodiert,
als Bild dargestellt. Die CT hat sich seit der Einführung des ersten CT Scanners für
Untersuchungen des Schädels kontinuierlich weiterentwickelt (ZATZ 1981).
Im Jahre 1974 folgt die Ganzkörper – CT (2. Generation) und nach anfänglicher Darstellung
von lediglich axialen Schnitten die Einführung multiplanarer Reformationen in den 80er
35 2 LITERATURÜBERSICHT
Jahren. Es können nun sekundär aus den axialen Bilddaten berechnet, Schnitte in beliebige
Richtungen, z.B. koronar, sagittal oder schräg durch das Untersuchungsvolumen gelegt
werden (HERMANN 1980). Mit der 3. Generation der Schleifringtechnologie zur
Energieübertragung steht ein kontinuierlich drehendes CT-System mit schnellen
Einzelschichtaufnahmen zur Verfügung. Die Anfertigung von dreidimensionalen Bildern
gelingt aufgrund der verbesserten Software, dennoch ist sie von verminderter Qualität. Dies
ändert sich durch die Einführung der Spiral – CT 1989 (4. Generation) (KALENDER et al.
1990a). Hier wird im Gegensatz zur herkömmlichen CT der Scanvorgang mit rotierendem
Röhren/Detektorsystem bei gleichzeitigem Tischvorschub vorgenommen. Dies führt zu einer
spiralenförmigen Abtastbewegung. Durch die Spiral-CT´s können sogar kontinuierliche
Volumenaufnahmen erstellt werden, die es erlauben, an beliebigen Positionen, im
Untersuchungsvolumen axiale CT-Schnitte zu berechnen. Einen weiteren Vorteil bietet die
deutlich kürzere Gesamtscanzeit. Zur Berechnung multiplanarer Reformation und auch 3D-
Darstellungen von guter Bildqualität eignen sich noch besser als die herkömmliche CT,
Datensätze aus überlappenden rekonstruierten axialen Spiral-CT Bildern (KALENDER et al.
1990b). Eine weitere Bereicherung in der CT- Diagnostik stellt zuletzt die Entwicklung der
sog. „multislice“- Technologie dar. Dabei handelt es sich um eine Vervielfachung der
Detektorleisten von initial einer Leiste. Mit der Anzahl von früher 2,4 und heute 16 Leisten
entsteht eine entsprechende Anzahl von spiralig ineinander verwobenen Datensätzen. Diese
technische Innovation führt zu einer weiteren Reduktion der Scanzeit. Die heutigen
Scanzeiten pro Schicht liegen im Sekundenbereich (BURKHARDT et al. 2003).
Da bei komplexeren Brüchen die konventionelle Radiographie zur Beurteilung des Ausmaßes
nicht ausreicht, ist man auf die Anwendung des CT´s angewiesen (HACKL 2001). Die
Nachbearbeitung der CT- Datensätze mittels multiplanarer Rekonstruktion (MPR) sowie 3D-
Rekonstruktion in Surface Shaded Display (SSD)- oder Volume Rendering (VR)- Technik
sind in der klinischen Routinediagnostik eingegangen (KOTSIANOS et al. 2002).
Die genaue Reposition gelenkflächentragender Knochenfragmente kann damit nur durch
direkte Visualisierung wie intraoperative Arthroskopie oder durch intraoperative
Schnittbildverfahren (intraoperatives CT), erreicht werden (MAYR et al. 1999, STANLEY
1999, BROWN et al. 2000, TALLER et al. 2000,). Gerade Impressionsfrakturen an der Tibia
2 LITERATURÜBERSICHT 36
sind durch einfache konventionelle Radiographie schwer abzuschätzen (Abbildung 4).
Deshalb ist auch die präoperative CT mit dreidimensionaler Rekonstruktion ein
Standardmittel zur Diagnostik und Behandlung von Frakturen der Extremitäten geworden.
Wünschenswert wäre nun auch die intraoperative Verlaufskontrolle mittels CT, dennoch ist
dieses Verfahren in den meisten Kliniken nicht praktikabel, da es mit hohem logistischen
Aufwand verbunden ist (MAYR et al. 1999). Ist sich der Chirurg bei der Wiederherstellung
eines Bruches nicht sicher, ist ein postoperativer CT – Scan die üblichste Methode zur
Überprüfung der Qualität der Wiederherstellung der Fraktur (McERNERY et al. 1994).
Die Durchführung von Operationen in einer regulären diagnostischen CT-Einheit innerhalb
einer Röntgenabteilung ist routinemäßig aus verschiedenen Gründen kritisch zu bewerten.
Einerseits ist die hygienische Notwendigkeit in den CT-Räumen nicht, oder wenn überhaupt
mit großem Aufwand zu erfüllen. Andererseits sind heute aus Rentabilitätsgründen die CT-
Einheiten maximal ausgelastet. So gibt es aus radiologischer Sicht etliche Therapieverfahren,
wie z.B. Punktion oder Drainage, welche CT-gesteuert durchgeführt werden und deshalb
ebenfalls entsprechende Zeitintervalle benötigen (MAYR et al. 1999).
37 2 LITERATURÜBERSICHT
Abbildung 4: Vergleich konventionelle Radiographie/ CT (HACKL et al. 2001)
B1-Fraktur im Nativröntgen (a,b). Gleiche Fraktur zeigt in der CT zusätzlich
Frakturfragmente mit Impression im anterolateralen Bereich und wird
dementsprechend als B3-Fraktur gewertet. CT als a.-p.-Schicht (c), seitlich (d).
2.4.6 Magnetresonanztomographie
Beim MRT werden elektromagnetische Wellen geeigneter Frequenz gesendet, die Auskunft
auf Vorhandensein, Dichte, Konzentration, Bindungen sowie chemische und physikalische
Eigenschaften des Wasserstoffs geben. Wichtig hierbei ist, dass die Schnittbilder frei wählbar
sind, so dass der Patient nicht mehr umgelagert werden muss. Bei dem MRT haben die T1
gewichteten Bilder eine kurze Repetitionszeit und eine kurze Echozeit. Dadurch erscheinen
Fett und Knochenmark hell, Leber, Milz, Liquor und Wasser aber dunkel. Die T2 haben eine
längere Repetitionszeit und Echozeit, wodurch Wasser, Liquor, Zysten und Ödeme hell
dargestellt werden. Außerdem kann das MRT durch unterschiedliche Signalgebung und
2 LITERATURÜBERSICHT 38
Kontrastmittelfärbung eine Reihe von differentialdiagnostischen Überlegungen unterstützen.
Vorteil des strahlenfreien MRT´s ist, dass begleitende Weichteilverletzungen dargestellt
werden (PROKOP 2001). Gesicherte Indikation für die MRT sind außerdem der Nachweis
von Frakturen der Karpalknochen sowie die Beurteilung einer Osteonekrose, speziell im Os
naviculare und Os lunatum. Ausserdem hat die MRT durch den Nachweis intraossärer
Mikrofrakturen das Verständnis der posttraumatischen Schmerzsymptomatik erweitert
(WOLF 1997). Neben dem Einsatz der MRT als Standard im Staging von malignen, aber
auch von benignen Tumoren (WOLF 1997), ist sie in die Routinediagnostik der Untersuchung
des Knies eingegangen. Somit zählt die MRT des Knies seit Jahren zu den häufigsten
muskuloskelettalen MRT Indikationen (FISCHBACH et al. 2000). Die Beurteilung der
Binnenstruktur des Knies ist mit hoher diagnostischer Sicherheit möglich (JUNG et al. 1988,
FISCHER et al. 1991, MACKENZIE et al. 1996, , MUNK et al. 1998). Wobei die
Erfahrungen des MRT bei akuten Gelenkfrakturen bezüglich der Beurteilung der knöchernen
Frakturanatomie noch begrenzt sind. Somit wird dieses bildgebende Verfahren bei
Tibiakopffrakturen als objektives, nicht- invasives diagnostisches Mittel herangezogen, um
begleitende Weichteilverletzungen beurteilen und in die Planung der Therapie miteinbeziehen
zu können (FISCHBACH et al. 2000). Gerade Meniskus-, Kreuzband- und
Kollateralbandrisse sind häufige begleitende Weichteilverletzungen bei Tibiafrakturen
(BENNETT u. BROWNER 1994), die dann mittels MRT dargestellt und berücksichtigt
werden können. Darüber hinaus gibt es zahlreiche Studien über die Knorpeldarstellung mittels
MRT (MOSHER u. DARDZINSKI 2004, CANIZARES PEREZ u. STALLENBERG 2005,
DING et al. 2005, SCHRÖDER et al. 2005). Dabei wird zum Beispiel in der Studie von
SCHRÖDER et al. 2005 eine Evaluation der Wertigkeit der MRT bei der präoperativen
Erfassung und Graduierung von Knorpelläsionen bei traumatischen Fersenbeinfrakturen mit
der intraoperativen Arthroskopie verglichen. Die MR-tomographische Detektion von
Knorpelläsionen weist hierbei eine suffiziente Treffsicherheit auf, um gerade bei der
Operationsplanung und prognostischen Einschätzung des postoperativen Langzeitergebnisses
zu helfen.
39 2 LITERATURÜBERSICHT
2.4.7 Iso- C 3D
2.4.7.1 Allgemeiner Aufbau des Iso-C 3D
Im Jahre 2001 erhielt der Iso-C 3D das EU-Zertifikat und den „Food and Drug
Administration“ -Nachweis (LINSENMAIER et al. 2002). EULER et al. berichten 2003, dass
der Iso-C 3D wie ein herkömmlicher C-Bogen zum Einsatz am Operationstisch zur
intraoperativen Durchleuchtung eingesetzt werden kann. Er erfordert daher keine besondere
logistische Umstrukturierung.
Der SIREMOBIL Iso-C 3D Fa. Siemens ist motorgetrieben und im Vergleich zu den meisten
herkömmlichen Bildwandlern um 190° isozentrisch schwenkbar, dass heißt der Zentralstrahl
liegt bei allen Projektionen im Drehzentrum des C-Bogens. Somit entfällt das horizontale und
auch vertikale Nachkorrigieren, wie es bei konventionellen C-Bögen bei Änderungen des
Projektionswinkels notwendig ist. Außerdem ist dies die Voraussetzung zur Erstellung von
isozentrischen Projektionsaufnahmen, aus denen über einen speziellen Rechenlogarithmus
(Feldlogarithmus), prinzipiell 3D-Schnittbilder errechnet werden können (ROCK et al. 2001).
Mit dem Iso-C 3D sind orbitale Bewegungen um 190° möglich , wobei man in der Einstellung
der Position flexibel bleibt. Im Gegensatz zum herkömmlichen C-Bogen kann der Iso-C 3D
neben den 2D-Bilddaten auch 3D-Volumendatensätze errechnen, welche dann bereits
intraoperativ genutzt werden können. Die kontinuierliche und automatische Orbitalbewegung
wird durch einen integrierten Elektromotor gewährleistet. Während der Scanzeit, die beliebig
über den 3D-Modus eingestellt werden kann, werden bei einer langsamen Orbitalbewegung
von 190 ° 100 zweidimensionale Einzelschnittbilder erstellt.
Aus diesen kann anschließend ein 3D-Volumendatensatz gewonnen werden. Durch einen
simultanen Rechenvorgang werden Hochkontrastschnittbilder als multiplanare-
Rekonstruktion (MPR) in alle drei Raumebenen visualisiert. Dabei beträgt das „field of view“
(Gesichtsfeld) des Iso-C 3D unabhängig von der Organgröße 12 cm in x-, y- und z-Richtung
(ROCK et al. 2001, 2002). Um eine dreidimensionale Rekonstruktion zu erhalten, ist eine
minimale Winkeleinstellung von 120° einzuhalten. Dabei entspricht die
Hochkontrastauflösung neun Linienpaare pro Zentimeter (LP/cm) für alle drei Achsen (x, y
und z) und bietet eine CT-vergleichbare Detailerkennbarkeit. Im Gegensatz dazu liegt die
2 LITERATURÜBERSICHT 40
Hochkontrastauflösung beim Spiral-CT in den axialen Bildern auf der x- und y-Achse bei 9
Lp/cm. Sie beträgt auf der z-Achse in Abhängigkeit von der Schichtdicke nur 5-6 Lp/cm. Der
Grund der unterschiedlichen Hochkontrastauflösung ist, dass es sich beim Spiral-CT lediglich
um eine Sekundärrekonstruktion handelt (ROCK et al. 2001, KOTSIANOS et al. 2002).
Die Visualisierung der Bilddaten geschieht an einem viergeteilten Monitor, an dem im linken
oberen Quadranten die Durchleuchtungsaufnahmen und in den übrigen Quadraten die CT-
Schnitte in den drei Raumrichtungen dargestellt werden. Der Betrachter kann sich mit
Mausklick im Cine-Mode durch die jeweilige Schnittebene bewegen (ROCK et al. 2002).
Abbildung 5: Orbitalbewegung Iso-C 3D (FA. SIEMENS AG MEDICAL SOLUTIONS)
Abbildung 6: Iso-C 3D (ROCK et al. 2001)
41 2 LITERATURÜBERSICHT
2.4.7.2 Anwendung des Iso – C 3D
Für die optimale Anwendung des Iso-C 3D wird die anatomische „region of interest“ mit Hilfe
der Laserlichtvisiere im Isozentrum des C-Bogens positioniert. Anschließend erfolgt eine
manuelle strahlungsfreie Testfahrt. Einerseits wird hiermit ein Kollidieren des C-Bogens mit
anderen Gegenständen ausgeschlossen, andererseits wird die optimale Positionierung des zu
durchstrahlenden Objektes bestimmt.
Das Auslösen des automatisierten Scans erfolgt über einen Fußschalter, welcher über die
Gesamtzeit des Scans mittels eines beschwerenden Gegenstandes durchgedrückt werden
muss. Je nach Einstellung des Scans, welche über den 3D-Modus gewählt werden kann,
nimmt der Iso-C 3D beispielsweise bei einer Einstellung von 190° langsam 100 2D-Bilder in
der Zeit von 120 s in festen Winkelabständen auf (ROCK et al. 2001). Parallel dazu wird der
3D-Bilddatensatz, ein Würfel mit einem Volumen von 12 cm 3, generiert. Nachdem der Scan
beendet ist stehen die Daten sofort zur Verfügung. Die 3D Bilddaten werden hierbei als MPR
in koronaler, sagittaler und axialer Projektion dargestellt. Die erstellten Schnittbilder besitzen
in allen drei Ebenen die gleiche Auflösung von 256*256 Pixel mit einer Pixelgröße von 0,46
mm bei einem Untersuchungsvolumen von 119 mm Kantenlänge (KOTSIANOS et al. 2001,
ROCK et al. 2002 ). Allerdings ist die entstehende Streustrahlung, welche während der
Bildaquisition für die 3D- Rekonstruktion entsteht, zu beachten. Dieser ist für den Operateur
mit einem 3,5 m haltenden Abstand zum Gerät vorzubeugen. Natürlich ist darüber hinaus
während des gesamten Scanvorganges an Strahlenschutz durch das Tragen von Bleischürzen
zu denken (EULER et al. 2003). Für die medizinische Bildgebung wird die Software „syngoR
„verwendet. Hiermit ist ein beliebiger Datenaustausch zwischen unterschiedlichen
Modalitäten wie MR, CT und Ultraschall möglich. Nachdem der Scan gefahren wurde,
werden die Bilddaten in automatisch im „DICOM-Format“ gespeichert und stehen für andere
Anwendungen zur Verfügung (EULER et al. 2002).
Bei der konventionellen Technik entsteht ein Summationsbild. Im Gegensatz dazu errechnet
der Iso-C 3D-Bogen einen 3D-Volumendatensatz, welcher in allen drei Raumebenen eine
MPR zulässt. Die 3D-Darstellung mit MPR erlaubt die überlagerungsfreie Darstellung des
Frakturverlaufes. Die Darstellung der Epiphyse in drei Ebenen lässt bei Frakturen eine
2 LITERATURÜBERSICHT 42
Gelenksbeteiligung, Gelenkstufen und –impression einfach erkennen (KOTSIANOS et al.
2002).
Da durch die Verwendung von metallhaltigen OP-Tischen bei der Rekonstruktion des 3D-
Datensatzes entsprechende Artefakte verursacht würden, ist der Einsatz von OP-Tischen aus
Kohlefaser oder Standard OP-Tischen mit metallfreiem Lagerungszubehör unabdingbar
(EULER et al. 2003).
Anhand mehrerer Studien wird der hohe diagnostische Wert der dreidimensionalen
Bildrekonstruktion für die intraoperative Darstellung an Hochkontrastobjekten am
Extremitätenskelett aufgezeigt (EULER et al. 2001, KOTSIANOS et al. 2001, ROCK et al.
2001). EULER at al. veranschaulichen durch Bildbeispiele innerhalb einer Studie 2002, wie
sich die neue Bildgebung mit dem Iso-C 3D im klinischen Einsatz bewährt.
Im OP-Saal wird das Gerät mittlerweile routinemäßig eingesetzt. Hauptanwendungsbereich
sind Gelenkfrakturen an der peripheren und unteren Extremität, aber auch Beckeneingriffe
(Sakroiliakal-Gelenks-Verschraubungen, Azetabulumfrakturen) und Wirbelsäuleneingriffe
(Osteosynthesen, Fixateur-interne-Montagen, Kypho- bzw. Vertebroplastien). In der bisher
üblichen Technik wird unter zweidimensionaler Bildwandlerkontrolle die Frakturreposition
und präliminäre Fixierung durchgeführt. Mit Hilfe des Iso-C 3D kann zur Kontrolle nun ein
3D-Datensatz angefertigt werden („präliminärer Scan“). Nach definitiver Osteosynthese, ggf.
wieder unter Durchleuchtungskontrolle, wird ein „definitiver Scan “ durchgeführt (EULER et
al. 2003).
Auch die computerassistierte Chirurgie nimmt in der Traumatologie einen neuen
Schwerpunkt ein: Einerseits die computerassistierte Navigation, die auf präoperativen CT-
Datensätzen basiert, andererseits die C-Bogen basierte Navigation. Allerdings ist die
Verwendung von präoperativ angefertigten Datensätzen limitiert. Das Problem der
präoperativ angefertigten Datensätzen ist, das sie das Umlagern des Patienten oder die
mögliche Lageverschiebung der Knochenfragmente nicht berücksichtigen und somit dem
intraoperativen Situs nicht mehr entsprechen. Die oft zeitaufwendige intraoperative
Korrelation von Patienten- und Bildanatomie stellt ein Hauptproblem der Navigation dar
(MESSMER et al. 2001).
43 2 LITERATURÜBERSICHT
Die C-Arm-Navigation ermöglicht zwar intraoperativ die Erstellung eines neuen Datensatzes,
basiert bisher jedoch nur auf einzeln erstellten zweidimensionalen
Durchleuchtungsprojektionen (GEBHARD et al. 2000).
Liegt eine Frakturversorgung an Extremitäten vor, bietet deshalb der Iso-C 3D aufgrund der
Möglichkeit eines jederzeit aktualisierbaren Untersuchungsdatensatzes einen Vorteil
gegenüber der präoperativen Spiral-CT. Es kann während der Operation nach der Reposition
der Knochenfragmente durch die Erzeugung eines neuen 3D-Datensatzes die aktuelle
Lagebeziehung der Knochen dargestellt werden, ähnlich einem intraoperativen CT
(KOTSIANOS et al. 2002).
2.5 Therapie
Das Ausmaß der Zertrümmerung und der Impression der Gelenkfläche bestimmen die
Entscheidung über das therapeutische Prozedere (SCHATZKER et al. 1979). Neben den
knöchernen Verletzungsfolgen sind auch frakturbegleitende Weichteilverletzungen in die
Beurteilung der Prognose und die Planung der Therapie einzubeziehen (DELAMARTER et
al. 1990, TSCHERNE u. LOBENHOFFER 1993, WIEDEMANN 1995). McERNERY et al.
berichten 1994, dass das Ausmaß der Tibiaplateau – Impression das primäre Kriterium für die
Entscheidung zu einer konservativen oder chirurgischen Therapie ist.
2.5.1 Konservative Therapie
Die konservative Frakturenbehandlung ist in den Hintergrund getreten, obwohl bei geeigneter
Indikation und einem frühfunktionellen Regime gute bis sehr gute Resultate auch ohne
Operation erzielt werden können. Die Entscheidung für eine konservative Therapie ist nicht
zuletzt abhängig von der Stabilität und Art der Fraktur. Um so jünger der Patient um so eher
wird laut KRACKHARDT et al. (2002) auf eine operative Therapie verzichtet und die
konservative Behandlung in Anspruch genommen. Dahingegen ist bei älteren Kindern und
2 LITERATURÜBERSICHT 44
Jugendlichen seit Jahren eine Tendenz zu minimal invasiven operativen
Behandlungstechniken zu verzeichnen, z.B. die Verwendung elastischer Rundnägel bei
instabilen Schaftfrakturen. Die Grundregeln der konservativen Therapie sind laut
KRACKHARDT et al. (2002) „Re“position, „Re“tention und „Re“habilitation.
Während bei der operativen Osteosynthese die Reposition in der Regel offen oder minimal-
invasiv und nach Möglichkeit mittels indirekter Technik erzielt wird, stützt sich die
konservative Vorgehensweise auf gedeckte Techniken der Einrichtung eines Knochenbruches
(Prinzip von Zug und Gegenzug mit/ohne lokale Repositionsmaßnahmen). Die Retention wird
durch einen funktionellen oder immobilisierenden Verband, eine Extension mit oder ohne
zusätzliche Gipsruhigstellung oder eine der modernen Kunststoffschienen, ein Brace bzw.
eine Orthese erreicht. Mit diesen Hilfsmitteln, welche nach Möglichkeit entweder eine
sofortige (z.B.Brace) oder eine allmählich sich steigernde Übungstherapie (z.B. Orthese mit
fixiertem / beweglichem Gelenk) gestatten, muss die Zeit des Abbindens der Fraktur bis zur
vollen Belastbarkeit überbrückt werden (KRACKHARDT et al. 2002).
Eine konservative Therapie kann nur vorgenommen werden bei nicht oder minimal
dislozierten Tibiakopffrakturen, welche aufgrund ihrer Morphologie nicht die Gefahr einer
sekundären Dislokation bieten. Auch ein erhöhtes Operationsrisiko und fehlende bzw.
deutlich herabgesetzte körperliche Aktivität (z.B. andauernde Bettlägerigkeit) können den
Ausschlag zur konservativen Therapie geben (LOBENHOFFER 1993, KOTTER u. RÜTER
1997). Laut HERTEL (1997) kann eine konservative Behandlung nur bei nicht verschobenen,
stabilen Brüchen und Impressionsfrakturen bis zu einer Stufe von 2 mm vorgenommen
werden.
Während der akuten Schmerzphase sollte die betroffene Extremität unter täglicher
Thromboseprophylaxe möglichst kurzfristig in einer dorsalen Oberschenkellonguette
ruhiggestellt werden. Passive Mobilisation des betroffenen Kniegelenkes kann nach
Besserung der akuten Schmerzsymptomatik auf der Bewegungsschiene vorgenommen
werden. KOTTER und RÜTER (1997) empfehlen anschließend bei der stabil impaktierten
Tibiakopffraktur mit aktiven Bewegungsübungen unter erlaubter voller Gelenkmobilisierung
sowie unter Teilbelastung des verletzten Beines mit 15 kg zu beginnen. Die Teilbelastung mit
15 kg an Unterarmgehstützen muss bis zur knöchernen Frakturkonsolidierung, in der Regel in
45 2 LITERATURÜBERSICHT
diesem spongiösen Knochen 6-8 Wochen lang, eingehalten werden. Die zunehmende
Vollbelastung ist im Anschluss darauf erlaubt. Patienten, die aufgrund fehlender Compliance
bzw. aufgrund ihres Alters zu der bei entsprechendem Frakturtyp erforderlichen Teilbelastung
nicht fähig sind sowie Patienten mit instabiler Fraktur müssen im Gips nachbehandelt werden.
Röntgenuntersuchungen sind nach begonnener Teilbelastung zur Stellungskontrolle sowie 6-8
Wochen post Unfall zur Durchbauungskontrolle erforderlich (KOTTER u. RÜTER 1997).
Auch wegen möglicher Komplikationen besonders in der Anfangsphase ist eine sorgfältige
und intensive Überwachung wichtig (KRACKHARDT et al. 2002). Die guten Ergebnisse der
konservativen Behandlung dürfen nicht über die sehr guten Ergebnisse eines
verantwortungsvollen Operations- und Komplikationsmanagements hinwegtäuschen.
Außerdem ist die konservative Frakturversorgung, welche eine intensive Betreuung fordert,
aufgrund der kürzer werdenden Liegezeit nur noch selten relevant (HERTEL 1997).
2 LITERATURÜBERSICHT 46
2.5.2 Operative Therapie unter arthroskopischer Kontrolle
TSCHERNE u. LOBENHOFFER (1993), HONKONEN (1994) und WIEDEMANN (1995)
berichten, dass das Ausmaß der Fragmentverlagerung, der Fragmentkippung und der
Gelenkimpression die Entscheidung der Versorgung von Tibiakopffrakturen im wesentlichen
beeinflusst. Laut HACKL et al. (2001) werden durchschnittlich 40 Tibiakopffrakturen pro
Jahr operativ behandelt.
Offene Frakturen, Brüche mit Nerven- und / oder Gefäßläsionen, Spaltbrüche,
Impressionsbrüche, bikondyläre Frakturen sowie ein Kompartmentsyndrom erfordern eine
operative Therapie (KOTTER u. RÜTER 1997). TSCHERNE und LOBENHOFFER
berichten 1993, dass bei allen dislozierten Tibiaplateaufrakturen und bei allen
Frakturdislokationen mit Bandverletzung eine operative Versorgung induziert ist. Abhängig
vom Frakturtyp wird entweder eine arthoskopisch oder gleich die offene Osteosynthese des
Tibiakopfes geplant. Primär arthoskopisch geht man nach TROUILLIER et al. (1995) beim
Vorliegen von B-Frakturen nach der AO-Klassifikation vor. Wie bereits erwähnt zählen
hierzu auch die Impressionsbrüche, welche meist an der lateralen konvexen Kondyle der Tibia
entstehen. Diese werden häufig über parapatellare antero-laterale Längsinzision oder
minimal-invasiv unter arthroskopischer Kontrolle angegangen (KOTTER u. RÜTER 1997).
Auch LOBENHOFFER berichtet 1997, dass sich die arthroskopische Tibiakopfosteosynthese
vor allem für Impressions- und Spalt-Impressionsfrakturen eignet (Typ B2 / B3 der AO-
Klassifikation). Da sich der arthroskopische Vorgang hauptsächlich an den Knorpelstrukturen
orientiert, können knöcherne Stufenbildungen, die zum Beispiel bei den Impressionfrakturen
vorkommen, übersehen werden. Folgen sind Belastungsspitzen mit anschließender Zerstörung
des hyalinen Knorpels (LOBENHOFFER et al. 1999). Ein anderer Nachteil ist nach Meinung
von LOBENHOFFER (1997) der logistische Aufwand der arthroskopischen Technik der
Tibiakopfosteosynthese.
Aber es gibt im arthroskopischen Management der intraartikulären Frakturen verglichen mit
der offenen Reduktionstechnik verschiedene potentielle Vorteile. Neben der exakten
Diagnosestellung sind auch die Behandlung der assoziierten Gelenkspathologie, geringere
47 2 LITERATURÜBERSICHT
Weichteilbeschädigung, bessere und schnellere Heilung und Wiederherstellung der Bewegung
des Gelenkes zu nennende Vorteile (OHDERA et al. 2002).
FOWBLE et al. (1993) und OHDERA et al. (2002) vergleichen die arthroskopische
Behandlung bei ausgewählten Tibiaplateaufrakturen mit der traditionellen offenen Technik. In
FOWBLE’S Studie weisen Patienten, welche arthroskopisch behandelt werden, bessere
Ergebnisse auf als diejenigen, welche der offenen Reduktion unterzogen werden. Bessere
Ergebnisse werden auch nach OHDERA et al. (2002) bezüglich früherer Rehabilitation ,
früherer Zeitpunkt der vollen Gewichtsbelastung als auch der anatomischen Reduktion der
Gelenkoberfläche beobachtet. Weitergehend nennen sie folgende Vorteile:
Erstens kann die Arthroskopie als diagnostisches Hilfsmittel, zur Abschätzung des Grades der
Meniskusbeschädigung , Kreuzbänder und Gelenksknorpel dienen. Zweitens kann sie für die
Behandlung der intraartikulären Pathologie angewendet werden, wie z. B.: zur Beseitigung
von Knorpeltrümmern und Hämatomen indem das Kniegelenk ausgespült wird,
Meniskektomie oder Meniskusnähte und die Reduktion imprimierter Gelenkoberflächen.
1995 berichtet HONKONEN, dass eine niedrigere Inzidenz degenerativer Veränderungen des
Gelenkes nach arthroskopischem Management, im Vergleich zu Patienten, welche der offenen
Osteosynthese unterzogen werden, besteht. Es muss jedoch je nach Fraktursituation immer
wieder neu entschieden werden, welche Technik die optimalere ist. So weist GERICH et al.
(2001) auf die Probleme hin, welche bei der Versorgung von Tibiakopffrakturen im höheren
Alter auftauchen können. Zum Beispiel können die Implantatwahl und die Ausdehnung des
chirurgischen Zuganges bei vorliegender Angiopathie zu Wundheilungsstörungen oder
verzögerter knöcherner Konsolidierung führen. Sekundäre Repositionsverluste müssen bei
vorbestehender Osteoporose bedacht werden.
SCHEERLINCK et al. (1998) berichten über 83,9% unicondylärer Frakturen, welche nach
arthroskopischer Versorgung exzellente Ergebnisse im Vergleich zu den bicondylären
Frakturen mit 57,1% zeigen. Die erfolgreiche arthroskopische Versorgung ist nicht nur von
der Erfahrung des durchführenden Chirurgen, sondern auch vom jeweiligen Fall abhängig. Sie
bietet bezüglich der Tibiaplateaufrakturversorgung verschiedene bewiesene Vorteile
gegenüber der offenen Technik (SCHEERLINCK et al. 1998).
2 LITERATURÜBERSICHT 48
LOBENHOFFER berichtet 1997, dass das minimal-invasive Verfahren in der Kniechirurgie
einen hohen Stellenwert einnimmt. Zwar stellt die Arthroskopie eine wichtige Methode
minmal-invasiver Chirurgie dar, dennoch geht diese heutzutage weit darüber hinaus.
Das Feld der Kniegelenksfrakturen bietet noch vielfache Entwicklungsmöglichkeiten für
indirekte Repositions- und Stabilisierungsverfahren. Laut KRETTEK et al. (1998) und
SCHANDELMAIER et al. (2000) steht die minimal-invasive Stabilisierung heutzutage im
Vordergrund. Die minimal-invasive Therapie der Tibiakopffrakturen ist laut
LOBENHOFFER (1997) am weitesten entwickelt. Neben gedeckten Repositionsverfahren
und perkutanen Osteosyntheseverfahren gibt es heutzutage noch viel verfeinerte Methoden
zur Reposition und Repositionskontrolle: wie zum Beispiel perkutane arthroskopische oder
radiologisch gestützte Repositionstechniken, gezielt eingesetzte Miniinzisionen und
injizierbare mineralische Knochenzemente.
2.6 Arthrose als Folge fehlerhaft plazierter Implantate und Reposition
Durch nicht korrekt platzierte Implantate, aber auch durch mangelhafte Reposition einer
artikulären Fraktur ist die Arthrose als Folgeerscheinung ein häufig beobachtetes Problem in
der Unfallchirurgie (MUGGLER et al. 1975). Daher ist die stufenfreie Rekonstruktion der
Gelenkfläche ein erwünschtes Behandlungsziel (PROKOP et al. 2001). Die Ergebnisse nach
operativer Versorgung von 225 Tibiakopffrakturen von MUGGLER et al. (1975) fanden bei
32,4% eine Gelenkstufe, bei 21% eine Varus- oder Vagusfehlstellung, und in 50% der Fälle
fanden sich radiologische Zeichen einer Arthrose. Neben prädispositionierenden Faktoren wie
Übergewicht, Fehlstellungen und damit resultierende Fehlbelastung der Gliedmaßen z.B. bei
Wachstumsstörungen (x- oder o-Beinigkeit), aber auch mangelnde Bewegung, entwickelt
auch ein hoher Prozentsatz operativ behandelter Patienten mit Tibiakopffrakturen
degenerative Veränderung (GERICH et al. 2001b, GORSCHEWSKY 2001b). Aber auch trotz
guter primärer Rekonstruktion bildet sich nach Tibiakopffrakturen häufig eine Spätarthrose
(DUSTMANN u. SCHULITZ 1975, MOORE 1981, FRIEDL et al. 1987). Nach FRIEDL et
al. (1987) ist die Arthroserate bei operativer und konservativer Behandlung nach mehreren
Jahren ähnlich hoch (ca. 50%).
49 2 LITERATURÜBERSICHT
Unter Arthrose versteht man eine degenerative Gelenkerkrankung (Gelenkverschleiß). Es
kommt durch die Zerstörung am Knorpel zu abnormen Reaktionen am Knochen und im
Gelenk (GORSCHEWSKY 2001b). Eine Arthrose kann grundsätzlich an jedem Gelenk des
Körpers entstehen. Am häufigsten tritt sie an Gelenken der unteren Extremitäten auf, welche
durch das Körpergewicht stark belastet sind. Der hochdifferenzierte hyaline Gelenkknorpel
wird wegen fehlender Blutgefäße passiv ernährt und ist nicht in der Lage, entzündlich zu
reagieren. Die Ernährung erfolgt durch Diffusion sowie durch aktiven Transport unter
Vermittlung von Chondrozyten. Besonders bei der Be- und Entlastung des Gelenkes kommt
es zu Pumpbewegungen. Dabei werden die wässrigen Phasen mit Elektrolyten sowie die
meisten makroglobulären Bestandteile des Blutes (bis zum Molekulargewicht des Hb)
eingesaugt. Die organische Knorpelmatrix wird von den Knorpelzellen (Chondrozyten)
gebildet, sie enthält 50% Kollagen II und 30% Proteoglykane. Der Wassergehalt des Knorpels
ist mit 60-70% auf die Wasserbindungsfähigkeit der Proteoglykane zurückzuführen.
Verantwortlich für die elastische Verformbarkeit des Knorpels ist die bestehende Interaktion
zwischen den Strukturproteinen, Fibrillen und Proteoglykanen.
Im Alter werden beim Mensch natürliche Abnutzungserscheinungen am Gelenk beobachtet,
wobei der Knorpel durch alters- und belastungsbedingte Parameter seine glatte Struktur
verliert und durch die entstehende Rauhigkeit die natürliche Gleitfunktion vermindert wird.
Prinzipiell kann jede Über- oder Fehlbelastung dazu führen, dass der Knorpel an seiner
Oberfläche verletzt wird. Die Knorpelzellen sterben ab folglich entstehen Risse und Furchen
(GORSCHEWSKY 2001b). Da beim ausgewachsenen Mensch kein hyaliner Gelenkknorpel
nachgebildet werden kann, unterliegt das Gelenk einem fortschreitendem Verschleißprozess.
Der Knorpel fasert auf wird rauh und verliert zunehmend seine ursprüngliche Morphologie.
Die Innenhaut des Gelenkes wird durch abgelöste kleine Knorpeltrümmer gereizt, wodurch
die Gelenksentzündung hervorgerufen wird (GORSCHEWSKY 2001b).
Folge der Arthrose sind Schmerzen, die initial bei Belastung, später aber auch in Ruhe
auftreten. Ein typisches Symptom ist der sogenannte „Anlaufschmerz“ am Morgen oder
tagsüber nach längerem Sitzen. Das Gelenk wirkt wie eingerostet. Der Nachteil der
automatischen Schonhaltung aufgrund der Schmerzen, liegt in der Schwächung der
2 LITERATURÜBERSICHT 50
Muskulatur und der verminderten Ernährung des Knorpels, welche auf Bewegung angewiesen
ist. Die Arthrose ist eine Erkrankung der Gelenke, die sich meist über Jahre hin entwickelt
und durch zunehmende Verformung die Beweglichkeit einschränkt (GORSCHEWSKY
2001b).
Die Wiederherstellung der Gelenkfunktion nach einer intraartikulären Tibiafraktur hängt von
der Kongruenz, Stabilität, korrekten Lastverteilung und der biologischen Beschaffenheit des
Gelenkknorpels ab (TSCHERNE u. LOBENHOFFER 1993). Mehrer Studien zeigen, dass
mechanische Faktoren eine Entstehung sekundärer Osteoarthritis hervorrufen können
(BAUER et al. 1969, RASMUSSEN 1973). Wenn hoher lokaler Druck, hervorgerufen durch
mangelhafte Reposition eines Bruches oder durch Meniskektomie, die lastentragende
Fähigkeit des hyalinen Knorpels und eventuell die nachfolgende Reparatur des Faserknorpels
überschreitet, kann dieser zu Ablösung von Proteoglykanen, Fibrinbildung und späteren
osteoarthrotischen Veränderungen führen.
WALKER (1978) sowie SEEDHOM et al. (1979) berichten, dass die relativ hohe Inzidenz
der Gelenkdegenerationen des Tibiofemoralgelenks mit einem hohen Gelenkflächendruck
korreliert. Klinisch wird bewiesen, dass exzessiver Druck auf den Knorpel, direkte Beziehung
zur nachfolgenden degenerativen Veränderung des Knies hat (KETTELKAMP et al. 1988).
Auch jegliche artikuläre Stufe oder Achsenablenkung trägt das Risiko einer progressiven
posttraumatischen Gelenkdegeneration (WADDELL et al. 1981, LACHIEWICZ u. FUNCIK
1990, AUBRIOT 1998).
JENSEN et al. beweisen 1990 in einer Studie, dass die Meniskektomie während der
chirurgischen Frakturversorgung ein hohes Risiko einer Osteoarthritis birgt. Laut GERICH et
al. (2001a) entwickelt ein hoher Prozentsatz operativ behandelter Tibiakopffrakturen
degenerative Veränderungen, die im Einzelfall der endoprothetischen Versorgung bedürfen.
Der Nutzen der endoprothetischen Versorgung gilt für Patienten mit primärer Gonarthrose als
gesichert. Dagegen ist nicht bekannt, ob Patienten mit posttraumatischer Gonarthrose im
gleichen Umfang von diesem Eingriff profitieren (GERICH et al. 2001a).
51 3 MATERIAL UND METHODEN
3 MATERIAL UND METHODE
3.1 Zielsetzung
Ziel dieser Arbeit ist es, die Möglichkeit der intraoperativen Kontrolle durch den neu
entwickelten Iso-C 3D Bildwandler mit einem herkömmlichen 2D – Bildwandler
(konventionelle Radiographie) und der postoperativen 3D-Computertomographie zu
vergleichen. Diese Untersuchung wird am humanen Kadaverknie durchgeführt. Hierbei soll
der Einsatz der Iso-C 3D Bildgebung auf das Repositionsergebnis und die Kontrolle der
Implantatlage überprüft werden, da gerade Impressionsfrakturen des Tibiaplateaus eine
Herausforderung in der bildgebenden Diagnostik darstellen.
Zusätzlich wird die Strahlenbelastung, welche während der Erstellung der entsprechenden
Bilder entsteht, über ein standardisiertes Verfahren gemessen.
Die Strahlenbelastungen der unterschiedlichen bildgebenden Verfahren wurden gemessen,
um eine Aussage bezüglich des gesundheitsschädigenden Aspektes vornehmen zu können.
Wenn nämlich der Iso-C3D intraoperativ bezogen auf das Repositionsergebnis und der
Implantatlage adäquate Ergebnisse liefert, muss dieser Einsatz auch bezogen auf die mögliche
Minder - oder Mehrbelastung der Strahlung für den Patienten untersucht und abgewogen
werden.
3.2 Untersuchungsgut
Die Untersuchung wurde an 12 formalinfixierten humanen Spenderkniegelenken
durchgeführt. Die vorliegenden Extremitäten sind jeweils auf Höhe des letzten Drittel des
distalen Femurs und am proximalen Drittel der Tibia abgesetzt.
3 MATERIAL UND METHODEN 52
3.3 Präparation der Kniegelenke
Es wurde ein anterolateraler Standardzugang zum Knie gewählt. Hiermit konnte die
Kniescheibe mitsamt des Streckapparates nach medial luxiert werden. Um einen
uneingeschränkten Zugang zum medialen Tibiaplateau zu erreichen, wurde das Lig. crutiatum
anterior, das Lig. crutiatum posterior sowie der mediale und laterale Kapselbandapparat scharf
durchtrennt. Zusätzlich wurden beide Mensiken an den Vorderhörnern zur Mobilisierung
abgesetzt.
Für die Repositionsmessungen wurde eine Impressionsfraktur des medialen Kondylus (41-
B2.1 nach AO) simuliert. Nachdem durch lineares Ausmessen der Mittelpunkt des medialen
Kondylus ermittelt wurde, ist ein 1,2 mm K-Draht im Mittelpunkt des medialen Plateaus
parallel zur Tibialängsachse angebracht worden. Dieser Draht sollte als Orientierungshilfe
beim anschließenden Fräsen des Zylinders dienen. Der Fräsvorgang wurde mit einer 10 mm
Hohlfräse (AR-1224CR, Firma Arthrex Inc., Karlsfeld, Deutschland) durchgeführt, wobei der
K-Draht als Führungslinie genau zentral des Zylinders zu liegen kam. Während des Fräsens
wurde der K-Draht sequentiell zurückgezogen. Um eine spätere Rotationskontrolle des
Zylinders zu gewährleisten, wurde vor der Durchtrennung der Knorpelschicht mit dem
Skalpell eine Längsfurche geschnitten. So konnten die korrespondierenden Teile immer
wieder auf eine Linie gebracht werden.
Der Mittelpunkt der Gelenkfläche des Zylinders wurde nun auf fünf verschiedenen
Höhenniveaus (-2mm; -1 mm; 0 mm; +1 mm; +2 mm) entlang der Bohrachse bezogen auf das
mediale Gelenkniveau verschoben und mit einem 1 mm Spickdraht fixiert (Abb. 9). Um eine
sichere Position der gewählten Stufe gewährleisten zu können, wurde der K-Draht am
Übergang der Knochenweichteilgrenze mittels Drahtschneiders abgesetzt. So konnte eine
nachfolgende Verschiebung der fixierten Stufenpositionen durch Weichteilbewegungen
ausgeschlossen werden.
53 3 MATERIAL UND METHODEN
Abbildung 7: Hohlfräse (AR-1224CR, Arthrex Inc., Karlsfeld, Deutschland)
für das Fräsen des Zylinders im medialen Tibiaplateau.
Tibia
Femur
Abbildung 8: Ausfräsen des Knochenzylinders aus dem medialen Tibiaplateau mit der
Hohlfräse (AR-1224CR, Arthrex Inc., Karlsfeld, Deutschland).
3 MATERIAL UND METHODEN 54
Femurkondyle Femurkondyle
Medialer Meniskus
Tibiaplateau
Abbildung 9: Mit Spickdraht (roter Pfeil) fixierter Zylinder im medialen Tibiaplateau.
Für die Schraubenlagemessung wurde das laterale Plateau mit einem Skalpell entknorpelt um
die Schraubenspitze direkt im Verhältnis zur Knochenoberfläche messen bzw. beurteilen zu
können. Über ein Zielgerät wurde mit einem 3,2 mm Bohrer parallel zu Tibialängsachse im
Mittelpunkt des Plateaus in craniocaudaler Richtung gebohrt. Nun wurde in caudocranialer
Richtung eine 6,5 mm Spongiosaschraube (Teilgewinde, 60 mm, Fa. Mathys, Bochum,
Deutschland) bis auf das Plateauniveau vorgedreht. Diese Schraube wurde ebenfalls auf fünf
verschiedene Höhenniveaus platziert (-2mm; -1 mm; 0 mm; -+1 mm; + 2 mm).
Die jeweilige Zylinderposition und Schraubenspitzenlage wurden mittels elektronischer
Schieblehre (Nonius, Typ 500-181U, Fa. Mitutoyo, Ltd. UK, Genauigkeit 0,02 mm) an vier
unterschiedlichen Punkten (0° , 90° , 180°, 270°) eingestellt und überprüft. Eine Differenz
von + / - 0,05 mm wurde dabei toleriert.
Es folgten jeweils an jeder einzelnen Tibia fünf OP-Durchläufe, wobei jedes mal nach dem
Eröffnen der Weichteilgewebsnaht, am gefrästen Zylinder und an der Schraube eine andere
Höheneinstellung vorgenommen wurde. Die Einstellungen wurden entlang einer zuvor
erstellten Verschlüsslungsliste vorgenommen (S. 152, Anhang). Der den Zylinder fixierende
Spickdraht wurde entfernt und anschließend eine neue Einstellung des Knochenzylinders
vorgenommen. Diese wurde dann ebenfalls per Nonius überprüft und erneut mit einem
Spickdraht fixiert. Die in caudocraniale Richtung verlaufende Schraube des lateralen Plateaus
55 3 MATERIAL UND METHODEN
wurde abhängig von der gewünschten Einstellung vor- oder rückgedreht. Hierbei waren zwei
Drehrichtungen möglich. Entweder die craniale Drehrichtung, wobei die Schraubenspitze in
Richtung Gelenk gedreht wurde und somit eine Schraubenfehllage im Gelenk simulierte, oder
in caudale Richtung, wobei sich die Schraubenspitze vom Gelenk entfernte. Jede dieser neuen
Höhenniveaueinstellungen wurden wie bereits beschrieben mittels elektronischer Schieblehre
überprüft.
Wenn es nötig war, wurde eine weitere Freilegung des Weichteilmantels vorgenommen, um
den Druck der Femurkondylen bei totaler Extension auf das Tibiaplateau zu minimieren.
Vorversuche zeigten, dass bei ausreichender Freilegung des umliegenden Weichteilgewebes
bei voller Streckung des Knies keine Lockerung oder Veränderung der vorgenommenen
Einstellungen auftraten. Das Weichteilgewebe wurde durch eine fortlaufende, alle Schichten
inklusive der Haut durchgreifende Naht verschlossen.
Abbildung 10: Elektronische Schieblehre (Nonius, Typ 500-181U, Fa. Mitutoyo, Ltd.UK.
Genauigkeit 0,02 mm) zur Überprüfung der Höhenniveaus des
Knochenzylinders und der Schraube.
3 MATERIAL UND METHODEN 56
Femurkondyle
Mediales Tibiaplateau
Abbildung 11: Bohren des Schraubenloches parallel zur Tibialängsachse in
craniocaudaler Richtung
Femurkondyle
Mediales Tibiaplateau
Abbildung 12: Mediales Tibiaplateau: 1 mm unterhalb des Tibiaplateaus fixierter
Knochenzylinder (roter Pfeil), laterales Tibiaplateau: 1mm oberhalb
das Tibiaplateau hinausragendes Schraubenende (grüner Pfeil).
57 3 MATERIAL UND METHODEN
3.4 Durchführung verschiedener bildgebender Verfahren
Zu jedem Repositions- und Schraubenniveau werden folgende bildgebende Verfahren
durchgeführt:
Gruppe A:
Für die Durchführung der CT – Scans mittels Spiral-CT (Lightspeed, GE Healthcare,
Chalfont St. Giles, United Kingdom) wurden die Einstellungen des Standard CT Protokolls
für Extremitäten verwandt. Dabei betrug die Schichtdicke 1,25 mm bei einer Spannung von
120 kV, fließendem Strom von 150 mAs, Strahlbreite 5 mm, einem Rekonstruktionsintervall
von 0,6 mm und einem Tischvorschub von 7,5 mm.
Die Knie wurden in Rückenlage positioniert, sodass die Patella zentral und die Gelenklinie
parallel zum Spiral CT zu liegen kam. Es wurden 3D-CT Scans mit sagittalen und koronaren
Rekonstruktionen angefertigt.
Gruppe B:
Es wurden mittels des Iso-C 3D konventionelle Bildwandleruntersuchung in vier
unterschiedlichen Winkelaufnahmen angefertigt: 1.) anteroposterior (a.-p)
2.) lateral,
3.) 45°-innenrotiert und
4.) 315°-innenrotiert.
Für die optimale a.-p. Einstellung des Knies wurde der C-Bogen des Bildwandlers so rotiert,
dass sein Strahlengang senkrecht zum strahlendurchlässigen Karbontisch verlief. Die Position
des Knies wurde solange korrigiert, bis die Patella im Standbild des Iso-C 3 D Monitors
zentral zu liegen kam.
3 MATERIAL UND METHODEN 58
Für die optimale laterale Einstellung des Knies wurde der Bogen auf waagerechte Position
gefahren, sodass der Strahlengang exakt parallel zum Tisch verlief. Die Lagekorrektur des
Knies wurde solange durchgeführt, bis die mediale und laterale Kondyle des Femurs
deckungsgleich auf dem Standbild des Iso-C 3D Monitors abgebildet waren.
Gruppe C:
Für die Anfertigung der Iso-C 3 D (Fa. Siemens, Erlangen, Deutschland) Scans wurde der 3-D
Modus gewählt. Die Rotation des Bildverstärkers erfolgt isozentrisch. Der Scan Winkel
musste mindestens 120° betragen, da sonst keine multiplanare Rekonstruktion (MPR)
durchgeführt werden kann.
In dieser Studie wurden 4 Untergruppen gewählt:
1. 190° langsam (I190L) in 120s, wobei 100 Bilder entstehen,
welche zur Rekonstruktion zur Verfügung stehen
2. 190° schnell (I190S) in 60s, wobei 50 Bilder entstehen, welche
zur Rekonstruktion zur Verfügung stehen.
3. 120° langsam (I120L) in 90s, wobei 66 Bilder entstehen,
welche zur Rekonstruktion zur Verfügung stehen.
4. 120° schnell (I120S) in 45s, wobei 33 Bilder entstehen,
welche zur Rekonstruktion zu Verfügung stehen.
Alle Scans der positionierten Knie wurden auf einem strahlendurchlässigen Karbontisch
durchgeführt. Die Eminentia der Tibia war sowohl bei den a.-p. als auch bei den lateral
Einstellungen zentriert. Die Knie wurden solange in ihrer Lage korrigiert, bis bei a.-p.
Einstellung die Patella median erschien und bei lateraler Einstellung die Umrisse der
medialen und lateralen Femurkondylen deckungsgleich waren.
59 3 MATERIAL UND METHODEN
3.5 Überarbeitung der dreidimensionalen Bilder (Gruppe A+C)
Die sagittalen und frontalen Ansichten der gewonnen Daten aus Gruppe A und C wurden
durch Rekonstruktion mittels der Software e-film (Fa. Medical Inc., Toronto, Kanada) erstellt.
Die drei Achsen wurden standardisiert wie folgt gewählt:
1.Achse: parallel zum Tibiaschaft
2.Achse: durch den Mittelpunkt des medialen und lateralen
Plateaus
3.Achse: orthogonal zur 2. Achse
Pro Scan wurden jeweils mehrere frontale und sagittale Bilder für die Auswertung
herangezogen und auf CD-Rom reaktiviert.
3.6 Überarbeitung der konventionellen Bilder (Gruppe B)
Die konventionellen Bilder wurden durch Bearbeitung der Iso-C 3D Daten, welche auf CD-
Rom abgespeichert wurden, mittels Software AccuImageSM (Diagnostics Cooperation , South
San Francisco, USA) gewonnen und bearbeitet. Aus dem gesammelten Pool an Iso-C 3D
Daten wurden über „AccuImageSM“ die Aufnahmen mit einer Orbitalbewegung von 190°
langsam gewählt und anschließend über „Frame Format“ in 8*6 = 48 zweidimensionale
Einzelschnittbilder erstellt.
Diese Bilderschnittserie zeigte eine 360° Drehung des Knies, wobei hieraus die gewünschten
Aufnahmen der Röntgenbilder ausgewählt wurden. Das 1. Schnittbild entsprach einer
lateralen Aufnahme, das 12. Bild einer 135° Innenrotationsaufnahme , das 24. Bild einer a-.p.
und das 36. Schnittbild einer 45° Innenrotationsaufnahme. Somit erhielt man jeweils pro
Höhenniveaueinstellung des Zylinders pro Schraube sowie pro Scan vier Bilder:
1.) a.-p, 2.) lateral, 3.) 45°-Innenrotation und 4.)135°-Innenrotation.
3 MATERIAL UND METHODEN 60
Die Verteilung lateraler Fehlstellungen zu medialer Implantatfehllage erfolgte randomisiert
und wurde zuvor anhand einer Verschlüsselungsliste festgelegt (S. 152, Anhang). Alle Bilder
der Gruppen A, B und C wurden angelehnt an eine Verschlüsselungsliste randomisiert
nummeriert und auf CD archiviert.
3.7 Untersuchung und Auswertung der erstellten Bilder
Nach der Präparation des Knies und neuer Höhenniveaueinstellung der Schraube und des
Zylinders wurden alle drei bildgebenden Techniken einschließlich aller vier verschiedenen
Subgruppen aus Gruppe C durchgeführt. Somit wurden 12 Knie insgesamt sechsmal in fünf
verschiedenen Höhenniveaus gescannt. Da eines der Knie nach der dritten Operationsrunde
aufgrund von Pilzbefall aus der Untersuchungsreihe herausgenommen werden musste,
verringerte sich die Anzahl der Bilder von 360 auf 330. Diese wurden randomisiert
durchnummeriert und den drei unabhängigen Befundern auf CD -Datenträger vorgelegt.
Die Betrachtung und Beurteilung der Bilder erfolgte randomisiert. Somit konnte es sein, dass
einmal ein CT-Bild, anschließend ein konventionelles oder ein Iso-C 3D-Bild zur Befundung
vorlag.
Beurteilt wurden das intraartikuläre Repositionsergebnis und die Lage der Schraubenspitze.
Eine Abschätzung der Repositions- und Schraubeneinstellungen erfolgte anhand eines
erstellten Protokolls, indem die Befunder in Millimeter jeweils die Schrauben- und
Zylinderfehllage abschätzen sollten. Die Auswertung der Bilder wurde pro Person insgesamt
dreimal mit mindestens drei Werktagen Pause dazwischen durchgeführt.
3.8 Messung der Strahlenbelastung
Zur Messung der Strahlenbelastung, ausgedrückt durch das Dosislängenprodukt (DLP),
wurde eine standardisierte Evaluierung mittels Plexiglasphantom (CTDI, PTW, Freiburg,
Deutschland), Diagnostikdosimeter (Modell: PTW-DIADOS, Firma: PTW, Freiburg,
61 3 MATERIAL UND METHODEN
Deutschland) und Ionisationskammer (Typ 77336, PTW, Freiburg Deutschland) durchgeführt.
Es handelte sich hierbei um eine standardisierte Messung, wodurch diese jeweils für die
bildgebenden Methoden nur einmal durchgeführt werden musste.
Das zylinderförmige Plexiglasphantom mit einem Durchmesser von 16 cm und einer Länge
von 15 cm enthält fünf Bohrungen. Vier dieser Bohrungen sind am Außenrand des Zylinders
auf 0, 3, 6 und 9 Uhr platziert, wobei sich die fünfte Bohrung im Zentrum des
Plexiglasphantoms befindet. In diese wurde die 10 cm lange Ionisationskammer zur Messung
des Dosislängenproduktes eingebracht. Ein ableitendendes Kabel der Ionisationskammer
führte zum Diagnostikdosimeter, an welchem die Strahlendosis in Form des
Dosislängenproduktes im Display abgelesen werden konnte.
Abbildung 13: Instrumentarium zur Messung der Strahlenbelastung in Form des
Dosislängenproduktes (DLP) Plexiglasphantom mit eingeführter
Ionisationskammer (links), Diagnostikdosimeter (rechts).
3 MATERIAL UND METHODEN 62
Gruppe A:
Zur Messung des Dosislängenproduktes der CT wurde das Phantom unter zu Hilfenahme des
Laserlichtvisiers zentriert. Dabei wurde das Plexiglasphantom so positioniert, dass die
Röntgenstrahlen senkrecht auf die Ionisationskammer trafen. Der CT-Scan wurde wie bereits
bei den Kniekadaveruntersuchungen bei gleichem Standardprotokoll für Extremitäten
gefahren. Während einer Spiralumdrehung wurde eine Strahlenbreite von 5 mm abgedeckt.
Das mittels Diagnostikdosimeter gemessene Dosislängenprodukt mit der Einheit mGy x cm
wurde abgelesen und protokolliert.
Zusätzlich wurde die gleiche Messung durchgeführt, wobei ein Niedrigdosis - Protokoll
Anwendung fand. Dabei betrug die Schichtdicke 1,25 mm bei einer Spannung von 120 kV,
fließendem Strom von 40 mAs, Strahlbreite 5 mm und einem Rekonstruktionsintervall von
0,6 mm.
Gruppe B:
Das gleiche Vorgehen wurde ebenfalls für die Messung der Strahlenbelastung der
konventionellen Radiographie durchgeführt, wobei der Iso-C 3D als Bildwandler fungierte.
Die Strahlendosis wurde auch hier in Form des Dosislängenproduktes während einer
Strahlzeit von einer Minute gemessen und protokolliert.
Darüber hinaus wurde das Dosisflächenprodukt mit der Einheit von cGy x cm2, welches
automatisch durch das Iso-C 3D Gerät gemessen und auf dem zweigeteilten Monitor des Iso-C
3D angezeigt wurde, mit aufgenommen.
Gruppe C:
Innerhalb dieser Gruppe wurden alle vier Einstellungen zur Messung des
Dosislängenproduktes vorgenommen. Nach Positionierung des Plexiglasphantoms und
63 3 MATERIAL UND METHODEN
Installierung der Messgeräte wurden die jeweiligen Scans (I190L, I190S, I120L, I120S)
gefahren und die jeweiligen DLP-Werte plus Dosisflächenprodukt protokolliert.
In allen drei Gruppen bezog sich das gemessene Dosislängenprodukt auf die Länge der
Ionisationskammer (10 cm).
3 MATERIAL UND METHODEN 64
3.9 Statistik
Sämtliche Befunde dieser Studie wurden protokolliert. Die gewonnen Daten und Ergebnisse
wurden mit Hilfe eines professionellen Statistikers unter Anwendung von SPSS 11.5 ( SPSS
Inc, Chicago, IL ) analysiert.
Alle drei Befunder mussten die vorliegenden Bilder innerhalb von drei unabhängigen
aufeinanderfolgenden Durchgängen beurteilen. Somit lagen pro Bild neun geschätzte Werte
der Schrauben- und Stufenposition vor, welche für die statistische Analyse herangezogen
wurden. Es wurde eine einfaktorielle Varianzanalyse (Mehrfachvergleich) mit multiplem Test
nach Scheffé für die wiederholten Messungen durchgeführt, um die Abhängigkeit der
geschätzten Abweichungen der verschiedenen bildgebenden Methoden in Bezug auf die
möglichen Stufen- und Schraubeneinstellungen zu bewerten. Die Nullhypothese war: Die
Abweichungen der sechs unterschiedlichen bildgebenden Methoden in jeweiliger
Abhängigkeit der Schrauben- und Stufenpositionen unterscheiden sich nicht signifikant.
Eine zweifaktorielle Varianzanalyse fand Anwendung, um die Methoden für jeweils alle
Schrauben- und Stufenpositionen zusammen paarweise untereinander zu vergleichen, wobei
folgende Nullhypothese galt: Die Abweichungen der bildgebenden Methoden für jeweils alle
Schrauben- und Stufenpositionen zusammengefasst unterscheiden sich nicht signifikant.
Ein zweiseitiger p-Wert wurde festgelegt und ein Wert von p<0,05 als signifikant bewertet.
Dabei galten Werte unter 0,001 als hochgradig und bis 0,01 als mittelgradig signifikant.
Signifikante Werte wurden in den Tabellen unabhängig ihres Grades grau unterlegt.
65 4 ERGEBNISSE
4 ERGEBNISSE
4.1 Untersuchungsgut
Eines der Kniegelenke (Nr. 7) musste aufgrund von Pilzbefall nach der dritten
Operationsrunde vorzeitig entsorgt werden, wodurch repräsentative Untersuchungen nur noch
mit 11 Kadaverknien durchgeführt werden konnten. Somit lagen statt 360 auswertbaren
Bildern nur 330 vor. Die Aufnahmen, welche bis dato von diesem Knie erworben wurden,
sind nicht mit in die Beurteilung eingegangen.
4.2 Demonstration der erstellten Bilder der Gruppe A-C bezüglich der Beurteilung der
Schraubenposition
Die folgenden Bilder (A-C) präsentieren beispielhaft das Knie Nummer 8 in der fünften
Operationsrunde mit der Schraubenposition –2 mm. Anhand der angegebenen Knienummern
können die vorgenommenen Einstellungen in der Verschlüsselungsliste überprüft werden (S.
152, Anhang).
Hierbei ist zu beachten, dass die Beurteilung der Schraubenposition (Knie Nr. 8) anhand der
konventionellen Radiographie genauer vorgenommen werden kann, als die der Iso-C 3D- oder
CT- Bilder. So konnte anhand der konventionellen Radiographie die Schraubenposition von
allen drei Beurteilern richtig erkannt werden, während anhand der Iso-C 3D- Bilder für I190L
die Position der Schraube von allen drei Beurteilern mit einer falschen Millimeterangabe von
0 mm beschrieben wurde. Nur einer der drei Befunder konnte wiederum anhand der CT-
Bilder die Schraubenposition von –2 mm richtig beurteilen. Das Höhenniveau der Schrauben
ist in den folgenden Abbildungen mit einem roten Pfeil gekennzeichnet.
4 ERGEBNISSE 66
A.) CT-Bilder (am Beispiel Schraube –2 mm, Bild Nr. 275)
Femur
Tibia
Abbildung 14: CT- Bild (Nr. 275) in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung der
Schraube im lateralen Tibiaplateau beträgt –2 mm (roter Pfeil). Nur
einer der Befunder erkannte diese Positionierung richtig, während die
anderen zwei entweder –3 oder –1 mm angaben.
B.) konventionelle Bilder (am Beispiel Schraube -2 mm, Bild Nr.218)
Femurkondyle Tibia
Patella
Abbildung 15: Konventionelles Röntgenbild (Nr.218) in lateraler Ansicht. Die
Höhenniveaueinstellung der Schraube im lateralen Tibiaplateau
beträgt –2 mm (roter Pfeil).
67 4 ERGEBNISSE
Femurkondyle Tibia
Abbildung 16: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 218) in a.-p. Ansicht. Die
Höhenniveaueinstellung der Schraube im lateralen Tibiaplateau beträgt
–2 mm (roter Pfeil) und wurde von allen Befundern richtig beurteilt.
Abbildung 17: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 218) in 135 Grad Innenrotation. Die
Höhenniveaueinstellung der Schraube im lateralen Tibiaplateau beträgt
- 2 mm (roter Pfeil).
4 ERGEBNISSE 68
Abbildung 18: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 218) in 45 Grad Innenrotation. Das
Höhenniveau der Schraube im lateralen Tibiaplateau beträgt – 2 mm
(roter Pfeil).
69 4 ERGEBNISSE
C.) Iso-C 3D Bilder
1.) I190L (am Beispiel Schraub –2 mm, Bild Nr. 298)
Femur
Tibia
Abbildung 19: Iso-C 3D-Bild (Nr. 298) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung
von 190 Grad in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung der Schraube
im lateralen Tibiaplateau beträgt -2 mm (roter Pfeil), welche von keinem
der Befunder richtig beurteilt wurde.
4 ERGEBNISSE 70
2.) I190S (am Beispiel Schraube –2 mm, Bild Nr. 269)
Abbildung 20: Iso-C 3D-Bild (Nr. 269) im schnellen Modus mit der Winkeleinstellung
von 190 Grad in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung der Schraube
im lateralen Tibiaplateau beträgt –2 mm (roter Pfeil). Die Streustrahlung
ausgehend von der Schraube ist deutlicher ausgeprägt als in der
Abbildung 19.
71 4 ERGEBNISSE
3.) I120L (am Beispiel Schraube –2 mm, Bild Nr. 188)
Abbildung 21: Iso-C 3D-Bild (Nr. 188) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung
von 120 Grad in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung der Schraube
im lateralen Tibiaplateau beträgt -2 mm (roter Pfeil).
4.) I120S (am Beispiel Schraube –2 mm, Bild Nr. 270)
Abbildung 22: Iso-C 3D-Bild (Nr. 270) im schnellen Modus mit der Winkeleinstellung
von 120 Grad in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung der Schraube im lateralen
Tibiaplateau beträgt -2 mm (roter Pfeil).
4 ERGEBNISSE 72
4.3 Demonstration der erstellten Bilder der Gruppe A-C bezüglich der Beurteilung der
Knochenzylinder
Die folgenden Bilder (A-C) präsentieren beispielhaft das Knie Nummer 9, in der zweiten
Operationsrunde mit der Stufeneinstellung –2 mm. Anhand der angegebenen Knienummern
können die vorgenommenen Einstellungen in der Verschlüsselungsliste überprüft werden (S.
152, Anhang).
Hierbei ist zu beachten, dass die Beurteilung des Höhenniveaus des Knochenzylinders (Knie
Nr. 9) anhand der konventionellen Radiographie wesentlich schwieriger ist, als die der Iso-C
3D- oder CT- Bilder. So konnte anhand der konventionellen Radiographie das Höhenniveau
des Knochenzylinders nur von einem Befunder richtig erkannt werden, während anhand der
Iso-C 3D- Bilder die Position des Knochenzylinders von –2 mm von allen drei Befundern
richtig beurteilt wurde. Zwei von drei Befundern erkannten anhand der CT- Bilder das
Höhenniveau des Knochenzylinders von –2 mm richtig. Das Höhenniveau des
Knochenzylinders ist in den Bildern mit einem grünen Pfeil gekennzeichnet.
73 4 ERGEBNISSE
A.) CT-Bilder (am Beispiel Stufe –2 mm) Nr. 319:
Femur
Tibia
Abbildung 23: CT- Bild (Nr. 319) in sagittaler Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung des
Knochenzylinders im medialen Tibiaplateau beträgt –2 mm (grüner
Pfeil).
B.) konventionelle Bilder (am Beispiel Stufe –2 mm) Bild Nr. 199
Abbildung 24: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in lateraler Ansicht. Die
Höhenniveaueinstellung des Knoche linders im medialen Tibiaplateau nzy
beträgt –2 mm (in diesem Bild aufgrund von Überlagerung nicht
sichtbar).
4 ERGEBNISSE 74
Abbildung 25: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in a.-p. Ansicht. Die
Höhenniveaueinstellung des Knochenzylinders im medialen Plateau beträgt –2 mm (nur
zu erahnen, grüner Pfeil).
Abbildung 26: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in 135 Grad Innenrotation. Die
Höhenniveaueinstellung des Knochenzylinders im medialen Tibiaplateau beträgt –2 mm
(grüner Pfeil). Der Knochenzylinder ist zwar zu erkennen, dennoch fällt eine
Beurteilung des Höhenniveaus schwer.
75 4 ERGEBNISSE
Abbildung 27: Konventionelles Röntgenbild (Nr. 199) in 45 Grad Innenrotation.
Das Höhenniveau des Knochenzylinders im medialen Tibiaplateau
beträgt – 2 mm (grüner Pfeil).
4 ERGEBNISSE 76
C.) Iso-C 3D Bilder
1.) I190L (am Beispiel Stufe –2 mm, Bild Nr. 325)
Femurkondyle
Tibia
Abbildung 28: Iso-C 3D-Bild (Nr. 325) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung
von 190 Grad in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung des Knochenzylinders im
medialen Tibiaplateau beträgt -2 mm (grüner Pfeil) und wurde von allen drei
Beurteilern richtig erkannt.
77 4 ERGEBNISSE
2.) I190S (am Beispiel Stufe –2 mm, Bild Nr. 223)
Abbildung 29: Iso-C 3D-Bild (Nr. 223) im schnellen Modus mit der Winkeleinstellung
von 190 Grad in a.-p. Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung des Knochenzylinders im
medialen Tibiaplateau beträgt –2 mm (grüner Pfeil). Die Artefakte (gelbe Pfeile)
ausgehend von dem fixierenden Spickdraht des Knochenzylinders sind im schnellen
stärker ausgeprägt als im langsamen Modus (vergleiche Abbildung 28).
4 ERGEBNISSE 78
3.) I120L (am Beispiel Stufe –2 mm, Bild Nr. 261)
Abbildung 30: Iso-C 3D-Bild (Nr. 261) im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung
von 120 Grad. Die Höhenniveaueinstellung des Knochenzylinders im
medialen Tibiaplateau beträgt -2 mm (grüner Pfeil).
4.) I120S (am Beispiel Stufe –2 mm Bild Nr. 347)
Femur
Tibia
Abbildung 31: Iso-C 3D- Bild (Nr. 347) in sagittaler Ansicht. Die Höhenniveaueinstellung
des Knochenzylinders im medialen Tibiaplateau beträgt –2 mm (grüner
Pfeil).
79 4 ERGEBNISSE
4.4 Befunde der Schraubenpositionen
4.4.1 Vergleich der Methoden in Abhängigkeit der Differenzwerte der
Schraubenpositionen
Der minimalste Differenzwert zwischen der tatsächlichen und der geschätzten
Schraubenposition ist unabhängig von der Methode und der Schraubenlage 0 mm (Tabelle 1 -
5). Die maximalste Differenz ist 4 mm bei einer Iso-C 3D Einstellung von 120° im langsamen
Modus bei einer tatsächlichen extraartikulären Schraubenposition von –2 mm (Tabelle 1). Der
kleinste Differenzmittelwert liegt mit 0,18 mm (I120L) bei einer Schraubenlage von 0 mm
(Tabelle 3) vor, während der größte Differenzmittelwert durch 1,61 mm (I190S) bei einer
Schraubenlage von –2 mm repräsentiert wird (Tabelle 1).
Die höchsten Standardabweichungen zeigen sich bei der Schraubenlage von –2 mm, während
alle anderen Schraubenpositionen niedrigere Abweichungen aufweisen. Weitere Werte
können aus den folgenden Tabellen (1 - 5) entnommen werden.
Tabelle 1: Differenzwerte in mm ; Schraube –2 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-
weichungSchraube -2 I190L 0 3 1,26 1 0,72
I190S 0 2 1,61 2 0,51I120L 0 4 1,41 1 0,81I120S 0 3 1,48 2 0,75
CT 0 2 1,11 1 0,73konv 0 3 0,71 1 0,74
Tabelle 2: Differenzwerte in mm ; Schraube –1 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-
weichungSchraube -1 I190L 0 2 0,78 1 0,44
I190S 0 2 0,84 1 0,54I120L 0 1 0,8 1 0,39I120S 0 1 0,91 1 0,27
CT 0 2,5 0,79 1 0,48konv 0 2 0,86 1 0,51
4 ERGEBNISSE 80
Tabelle 3: Differenzwerte in mm ; Schraube 0 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-
weichungSchraube 0 I190L 0 1 0,3 0 0,45
I190S 0 1 0,38 0 0,48I120L 0 1 0,18 0 0,38I120S 0 1 0,26 0 0,43
CT 0 1,5 0,41 0 0,49konv 0 2 0,37 0 0,54
Tabelle 4: Differenzwerte in mm ; Schraube +1 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-
weichungSchraube +1 I190L 0 1 0,32 0 0,45
I190S 0 1 0,43 0 0,49I120L 0 1 0,44 0 0,48I120S 0 2 0,42 0 0,5
CT 0 1 0,33 0 0,45konv 0 2 0,33 0 0,52
Tabelle 5: Differenzwerte in mm ; Schraube +2 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-
weichungSchraube +2 I190L 0 2 0,66 1 0,49
I190S 0 2 0,63 1 0,52I120L 0 2 0,83 1 0,48I120S 0 2 0,82 1 0,48
CT 0 2 0,53 0 0,64konv 0 2 0,49 0 0,51
4.4.2 Paarweiser Vergleich der einzelnen Methoden für alle Schraubenpositionen
Die folgende Tabelle stellt verschiedene Differenzwerte der bildgebenden Methoden für alle
Schraubenpositionen dar. Das Minimum liegt bei allen Methoden bei 0 mm. Der größte
Maximumwert wird durch die konventionelle Radiographie mit 2,2 mm dargestellt, der
kleinste Wert liegt bei 1,6 mm (I190S). Der niedrigste Differenzmittelwert wird repräsentiert
durch die konventionelle Radiographie mit 0,554 mm. Die Werte können der nachstehenden
Tabelle entnommen werden.
81 4 ERGEBNISSE
Tabelle 6: Differenzwerte in mm ; für alle Schraubenpositionen zusammengefasst Methode Minimum Maximum Mittelwert Median
I190L 0 1,8 0,664 0,6I190S 0 1,6 0,778 0,8I120L 0 1,8 0,733 0,6I120S 0 1,8 0,779 0,8
CT 0 1,8 0,632 0,4konv 0 2,2 0,554 0,4
Die folgende Tabelle zeigt einen paarweisen Vergleich der Methoden für alle möglichen
Schraubenpositionen. Keine signifikanten Unterschiede gibt es bei dem Vergleich I190L und
der CT. Dagegen zeigt die konventionelle Radiographie signifikante Werte sowohl gegenüber
der CT als auch gegenüber allen vier Iso-C 3D Einstellungen. Signifikante Werte mit p<0,05
sind in der Tabelle grau unterlegt.
Tabelle 7: Paarweiser Vergleich der Methoden für alle Schraubenpositionen
Methode 1 Methode 2 SignifikanzI190L I190S 0,001
I120L 0,046I120S 0,001
CT 0,37konv 0,002
I190S I120L 0,203I120S 0,966
CT 0,001konv 0,001
I120L I120S 0,189CT 0,004
konv 0,001I120S CT 0,001
konv 0,001CT konv 0,024
4 ERGEBNISSE 82
Das folgende Diagramm stellt die Differenzmittelwerte der verschiedenen bildgebenden
Methoden graphisch für alle möglichen Schraubenpositionen dar.
Abbildung 32: Vergleich der Differenzmittelwerte für alle Schraubenpositionen
mit Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen im Säulendiagramm.
4.4.3 Mehrfachvergleich der Methoden in Abhängigkeit der Schraubenposition
A.) Mehrfachvergleich bei Schraubenposition –2 mm:
In der folgenden Tabelle wird ein Mehrfachvergleich der Methoden untereinander in
Abhängigkeit der Schraubenlage (-2 mm) aufgeführt. Einen hochgradigen signifikanten
Unterschied zeigt der Iso-C 3D im schnellen Modus in der 190° Einstellung gegenüber der
CT, während I120S gegenüber der CT nur mittelgradig signifikant ist. Die konventionelle
Radiographie zeigt im Vergleich zum Iso-C 3D in allen vier Einstellungen hoch signifikante
Unterschiede, während der Unterschied zur CT nur mittelgradig ist. Signifikanzen mit Werten
unter p<0,05 sind grau unterlegt.
83 4 ERGEBNISSE
Tabelle 8: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition –2 mm
I190L I190S 0,04I120L 0,819I120S 0,419
CT 0,819konv 0,001
I190S I120L 0,588I120S 0,922
CT 0,001konv 0,001
I120L I120S 0,99CT 0,117
konv 0,001I120S CT 0,018
konv 0,001CT konv 0,011
Signi-fikanzMethode 1 Methode 2
Die folgende Abbildung stellt die unterschiedlichen Methoden mit ihren
Differenzmittelwerten der Schraubenlage –2 mm gegenüber.
Abbildung 33: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition –2 mm mit
Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen im Säulendiagramm.
4 ERGEBNISSE 84
B.) Mehrfachvergleich bei Schraubenposition –1 mm:
Der Mehrfachvergleich der Methoden bei einer Schraubenlage von –1 mm ergibt keine
auffälligen Unterschiede. Die CT zeigt gegenüber der konventionellen Radiographie einen p-
Wert von 0,922 auf, während das Iso-C 3D im langsamen Modus bei einer 190° Einstellung
im Vergleich zur konventionellen Radiographie einen kleineren p-Wert (0,872) aufweist.
Tabelle 9: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition –1 mm
I190L I190S 0,957I120L 0,999I120S 0,512
CT 1konv 0,872
I190S I120L 0,995I120S 0,957
CT 0,979konv 1
I120L I120S 0,733CT 1
konv 0,969I120S CT 0,603
konv 0,992CT konv 0,922
Signi-fikanzMethode 1 Methode 2
Die folgende Abbildung stellt die unterschiedlichen Methoden mit ihren
Differenzmittelwerten der Schraubenlage –1 mm gegenüber. Hierbei wird noch einmal
deutlich, dass der Differenzmittelwert für I190L (0,78 mm) kleiner ist als der für die CT mit
0,79 mm.
85 4 ERGEBNISSE
Schraube -1
0,7
0,75
0,8
0,85
0,9
0,95
I190L I190S I120L I120S CT konv
Methode
mm
Abbildung 34: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition –1 mm
C.) Mehrfachvergleich bei Schraubenposition 0 mm:
Signifikante Unterschiede bei einer Schraubenlage von 0 mm sind zwischen I120L und CT zu
beschreiben. Alle anderen Methoden weisen untereinander keine signifikanten Unterschiede
auf.
Tabelle 10: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition 0 mm
I190L I190S 0,933I120L 0,643I120S 0,996
CT 0,764konv 0,963
I190S I120L 0,115I120S 0,685
CT 0,999konv 1
I120L I120S 0,913CT 0,038
konv 0,157I120S CT 0,426
konv 0,764CT konv 0,996
Signi-fikanzMethode 1 Methode 2
4 ERGEBNISSE 86
Die folgende Abbildung stellt die unterschiedlichen Methoden mit ihren
Differenzmittelwerten der Schraubenlage 0 mm gegenüber. Der kleinste Differenzmittelwert
ist 0,18 mm bei I120L, der größte Differenzmittelwert mit 0,41 mm wird durch die CT
repräsentiert.
Abbildung 35: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition 0 mm
mit Darstellung der Signifikanzstufe im Säulendiagramm.
D.) Mehrfachvergleich bei Schraubenposition +1 mm:
Der Mehrfachvergleich der Methoden bei einer Schraubenlage von +1 mm zeigt keine
signifikanten Unterschiede.
87 4 ERGEBNISSE
Tabelle 11: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubenposition +1 mm
I190L I190S 0,793I120L 0,681I120S 0,855
CT 1konv 1
I190S I120L 1I120S 1
CT 0,855konv 0,855
I120L I120S 1CT 0,758
konv 0,758I120S CT 0,905
konv 0,905CT konv 1
Signi-fikanzMethode 1 Methode 2
Die folgende Abbildung stellt die unterschiedlichen Methoden mit ihren
Differenzmittelwerten bei einer Schraubenlage +1 mm gegenüber. Nahezu gleiche Werte
weisen I190L, CT und die konventionelle Radiographie auf.
Schraube +1
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
I190L I190S I120L I120S CT konv
Methode
mm
Abbildung 36: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition +1 mm
4 ERGEBNISSE 88
E.) Mehrfachvergleich bei Schraubenposition +2 mm:
Beim Mehrfachvergleich der Methoden bei einer intraartikulären Schraubenlage von +2 mm
zeigen sich signifikante Unterschiede sowohl zwischen I120L als auch I120S gegenüber der
CT und der konventionellen Radiographie.
Tabelle 12: Mehrfachvergleich der Methoden bei Schraubeposition +2 mm
I190L I190S 1I120L 0,379I120S 0,427
CT 0,683konv 0,415
I190S I120L 0,222I120S 0,26
CT 0,845konv 0,607
I120L I120S 1CT 0,006
konv 0,001I120S CT 0,008
konv 0,002CT konv 0,999
Signi-fikanzMethode 1 Methode 2
Die folgende Abbildung stellt die unterschiedlichen Methoden mit ihren
Differenzmittelwerten der Schraubenlage +2 mm gegenüber. Der kleinste Wert mit 0,49 mm
wird durch die konventionelle Radiographie repräsentiert und der größte Wert mit 0,83 mm
durch I120L.
89 4 ERGEBNISSE
Abbildung 37: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Schraubenposition +2 mm mit
Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen im Säulendiagramm.
4.5 Befunde der Stufenpositionen
4.5.1 Vergleich der Methoden in Abhängigkeit der Differenzwerte der
Stufenpositionen
Der minimalste Differenzwert zwischen der tatsächlichen und der geschätzten Stufenposition
ist unabhängig von der Methode und der Stufenlage 0 mm (Tabelle 13 - 17). Die maximalste
Differenz weist die konventionelle Radiographie mit einem Absolutwert von 4 mm auf,
bei einer tatsächlichen intraartikulären Stufenposition von +2 mm. Der kleinste
Differenzmittelwert ist 0,09 mm (CT) gefolgt von 0,11 (I190L) bei einer Stufenposition von
0 mm (Tabelle 15). Der größte Differenzmittelwert wird von 1,45 mm (konventionelle
Radiographie) bei einer Stufenposition von +2 mm repräsentiert (Tabelle 17). Die Werte
können den nachfolgenden Tabellen 13 - 17 entnommen werden.
4 ERGEBNISSE 90
Tabelle 13: Differenzwerte in mm; Stufe -2 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-weichung
Stufe -2 I190L 0 1,5 0,66 1 0,48I190S 0 2 0,76 1 0,55I120L 0 1,5 0,6 1 0,5I120S 0 2 0,71 1 0,53
CT 0 2 0,58 1 0,55konv 0 3 0,88 1 0,72
Tabelle 14: Differenzwerte in mm; Stufe -1 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-weichung
Stufe -1 I190L 0 1 0,27 0 0,4I190S 0 1 0,33 0 0,44I120L 0 1 0,23 0 0,4I120S 0 1 0,28 0 0,42
CT 0 1 0,3 0 0,43konv 0 1,5 0,6 1 0,49
Tabelle 15: Differenzwerte in mm; Stufe 0 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-weichung
Stufe 0 I190L 0 1 0,11 0 0,3I190S 0 1 0,19 0 0,38I120L 0 1 0,19 0 0,38I120S 0 1 0,2 0 0,39
CT 0 1 0,09 0 0,27konv 0 2 0,3 0 0,52
Tabelle 16: Differenzwerte in mm; Stufe +1 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-weichung
Stufe +1 I190L 0 2 0,28 0 0,44I190S 0 1 0,25 0 0,41I120L 0 1 0,33 0 0,44I120S 0 2 0,4 0 0,57
CT 0 2 0,45 0 0,51konv 0 2 0,57 0,5 0,61
91 4 ERGEBNISSE
Tabelle 17: Differenzwerte in mm; Stufe +2 mm
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianStandardab-weichung
Stufe +2 I190L 0 2 0,56 1 0,56I190S 0 2 0,63 1 0,55I120L 0 1,5 0,69 1 0,49I120S 0 3 0,78 1 0,65
CT 0 1 0,23 0 0,41konv 0 4 1,45 1,5 1,03
4.5.2 Paarweiser Vergleich der einzelnen Methoden für alle Stufenpositionen
In der folgenden Tabelle werden die verschiedenen bildgebenden Methoden für alle
möglichen Stufenpositionen zusammengefasst dargestellt. Dabei zeigt die konventionelle
Radiographie mit 2,5 mm den größten maximalen Differenzwert, während der Kleinste durch
I120L mit 1,2 mm repräsentiert wird. Dicht dahinter liegt der Iso-C 3D mit einer Einstellung
von 190° im langsamen Modus mit einem Differenzmittelwert von 0,377 mm.
Tabelle 18: Differenzwerte in mm; für alle Stufenpositionen zusammengefasst
Methode Minimum Maximum Mittelwert MedianI190L 0 1,5 0,377 0,4I190S 0 1,4 0,431 0,4I120L 0 1,2 0,407 0,4I120S 0 1,8 0,473 0,4
CT 0 1,4 0,33 0,2konv 0 2,5 0,761 0,8
Der nachstehende paarweise Vergleich der Methoden für alle Stufenpositionen zeigt
signifikante Unterschiede beim Vergleich von konventioneller Radiographie gegenüber allen
anderen bildgebenden Verfahren und zwischen I120S und der CT. Signifikante Werte mit
p<0,05 sind grau unterlegt.
4 ERGEBNISSE 92
Tabelle 19: Paarweiser Vergleich der Methoden für alle Stufenpositionen
I190L I190S 0,085I120L 0,999I120S 0,061
CT 0,933konv 0,001
I190S I120L 1I120S 0,974
CT 0,038konv 0,001
I120L I120S 0,535CT 0,282
konv 0,001I120S CT 0,001
konv 0,001CT konv 0,011
Signi-fikanz Methode 1 Methode 2
Die nachstehende Abbildung stellt graphisch die Differenzmittelwerte der Methoden für alle
Stufenpositionen zusammengefasst dar.
Abbildung 38: Vergleich der Differenzmittelwerte der Methoden für alle
Stufenpositionen mit Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen
im Säulendiagramm.
93 4 ERGEBNISSE
4.5.3 Mehrfachvergleich der Methoden in Abhängigkeit der Stufenposition
A.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition –2 mm:
In der folgenden Tabelle wird ein Mehrfachvergleich der Methoden untereinander in
Abhängigkeit der Stufeneinstellung (-2 mm) aufgeführt. Signifikante Unterschiede sind hier
bei I120L und konventioneller Radiographie zu beobachten. Auch zwischen der CT und der
konventionellen Radiographie sind auffällige Unterschiede festzustellen. Signifikanzen mit
Werten unter p<0,05 sind grau unterlegt.
Tabelle 20: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition -2 mm
I190L I190S 0,901I120L 0,989I120S 0,995
CT 0,96konv 0,152
I190S I120L 0,536I120S 0,995
CT 0,394konv 0,776
I120L I120S 0,857CT 1
konv 0,024I120S CT 0,745
konv 0,429CT konv 0,011
Signi-fikanz Methode 1 Methode 2
In der folgenden Abbildung wird eine Gegenüberstellung der Differenzmittelwerte der
Stufenposition -2 mm der jeweiligen Methoden, welche auf der x-Achse aufgeführt sind,
dargestellt.
4 ERGEBNISSE 94
Abbildung 39: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition –2 mm mit
Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen im Säulendiagramm.
B.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition –1 mm:
In der folgenden Tabelle wird ein Mehrfachvergleich der Methoden untereinander in
Abhängigkeit der Stufeneinstellung (-1 mm) aufgeführt. Alle vier Iso-C 3D bildgebenden
Methoden und auch die CT zeigen signifikante Unterschiede im Vergleich zur
konventionellen Radiographie. Signifikanzen mit Werten unter p<0,05 sind grau unterlegt.
95 4 ERGEBNISSE
Tabelle 21: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition -1 mm
I190L I190S 0,975I120L 0,994I120S 1
CT 0,999konv 0,001
I190S I120L 0,78I120S 0,984
CT 0,999konv 0,002
I120L I120S 0,99CT 0,93
konv 0,001I120S CT 0,999
konv 0,001CT konv 0,001
Signi-fikanz Methode 1 Methode 2
In der Abbildung 40 wird eine Gegenüberstellung der Differenzmittelwerte der
Stufenposition -1 mm der jeweiligen Methoden, welche auf der x-Achse aufgeführt sind,
dargestellt.
Abbildung 40: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition -1 mm mit
Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen im Säulendiagramm.
4 ERGEBNISSE 96
C.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition 0 mm:
In der folgenden Tabelle wird ein Mehrfachvergleich der Methoden untereinander in
Abhängigkeit der Stufeneinstellung (0 mm) aufgeführt. CT und I190L weisen
signifikante Unterschiede gegenüber der konventionellen Radiographie auf. Signifikanzen mit
Werten unter p<0,05 sind grau unterlegt.
Tabelle 22: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition 0 mm
I190L I190S 0,819I120L 0,819I120S 0,777
CT 1konv 0,03
I190S I120L 1I120S 1
CT 0,631konv 0,525
I120L I120S 1CT 0,631
konv 0,525I120S CT 0,578
konv 0,578CT konv 0,01
Signi-fikanz Methode 1 Methode 2
In der nachstehenden Abbildung 41 werden die Differenzmittelwerte der Stufenlage 0 mm in
Abhängigkeit der Methoden dargestellt und verglichen. Die CT und I190L zeigen die
kleinsten Differenzen zur vorgenommenen Einstellung mit 0 mm.
97 4 ERGEBNISSE
Abbildung 41: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition 0 mm mit
Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen im Säulendiagramm.
D.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition +1 mm:
In der folgenden Tabelle wird ein Mehrfachvergleich der Methoden untereinander in
Abhängigkeit der Stufeneinstellung +1 mm aufgeführt. Auffallend ist hierbei, dass
signifikante Unterschiede zwischen I190L / I190S gegenüber der konventionellen
Radiographie bestehen, aber nicht zwischen CT und konventioneller Radiographie.
Signifikanzen mit Werten unter p<0,05 sind grau unterlegt.
4 ERGEBNISSE 98
Tabelle 23: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition +1 mm
I190L I190S 0,999I120L 0,995I120S 0,717
CT 0,328konv 0,008
I190S I120L 0,951I120S 0,479
CT 0,157konv 0,002
I120L I120S 0,951CT 0,679
konv 0,051I120S CT 0,992
konv 0,401CT konv 0,787
Signi-fikanz Methode 1 Methode 2
Abbildung 42 repräsentiert die Differenzmittelwerte für Stufenlage +1 mm in Abhängigkeit
der jeweiligen Methode. Der kleinste Wert ist 0,25 mm bei einer Iso-C 3D Einstellung von
190 ° im schnellen Modus.
Abbildung 42: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition +1 mm mit
Darstellung der Signifikanzstufe im Säulendiagramm.
99 4 ERGEBNISSE
E.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition +2 mm:
In der folgenden Tabelle wird ein Mehrfachvergleich der Methoden untereinander in
Abhängigkeit der Stufeneinstellung (+2 mm) aufgeführt. Signifikante Unterschiede weisen
jeweils die CT sowie die konventionelle Radiographie gegenüber allen anderen Methoden
auf. Signifikanzen mit Werten unter p<0,05 sind grau unterlegt.
Tabelle 24: Mehrfachvergleich der Methoden bei Stufenposition +2 mm
I190L I190S 0,992I120L 0,863I120S 0,348
CT 0,023konv 0,001
I190S I120L 0,994I120S 0,742
CT 0,002konv 0,001
I120L I120S 0,964CT 0,001
konv 0,001I120S CT 0,001
konv 0,001CT konv 0,001
Signi-fikanzMethode 1 Methode 2
Die folgende Abbildung 43 ist eine graphische Gegenüberstellung der Differenzmittelwerte
der Stufenlage +2 mm in Abhängigkeit der Methode. Mit 1,45 mm erreicht die konventionelle
Radiographie den größten Differenzmittelwert gegenüber der vorgenommenen Einstellung
von +2 mm.
4 ERGEBNISSE 100
Abbildung 43: Vergleich der Differenzmittelwerte bei Stufenposition +2 mm mit
Darstellung der wichtigsten Signifikanzstufen im Säulendiagramm.
4.6 Befunde der Strahlenbelastung
4.6.1 Vergleich der gemessenen Dosislängen-/Dosisflächenprodukte
In der nachstehenden Tabelle werden die Dosislängen/ und –flächenprodukte der
verschiedenen bildgebenden Verfahren gegenübergestellt. Dabei ist zu erkennen, dass das
Dosislängenprodukt (DLP: mGy x cm) für das Standard-CT Protokoll der Extremitäten am
Höchsten ist. Der Iso-C 3D weist für alle vier Einstellungen niedrigere Werte auf als die
Niedrigdosis-CT für Extremitäten. Das Dosislängenprodukt des Iso-C 3D und der
konventionellen Radiographie ist proportional zu der Anzahl der Bilder. Für die
konventionelle Radiographie bezieht sich das gemessene Dosislängenprodukt auf die
Strahlzeit von einer Minute. Das Dosisflächenprodukt (cGy x cm2) liegt für die Messungen
am Iso-C 3D vor, nicht aber für die Standard- und Niedrigdosis-CT.
101 4 ERGEBNISSE
Tabelle 25: Dosislängenprodukt (mGy x cm), Dosisflächenprodukt (cGy x cm2) und kV,
mA in Abhängigkeit der untersuchten bildgebenden Verfahren.
Standard-
CT
(Extremitäten)
Niedrig-
dosis CT
(Extremitäten)
Konv.
Radio-
graphie
I190L
I190S
I120L
I120S
Dosislängen-
produkt
131
35
28,7*
22,74
11,3
15,1
7,9
Dosisflächen-
produkt
-
-
179
134
66
90
47
Spannung
Strom
120 kV
150 mA
120 kV
40mA
-
-
60-62 kV**
1,9-2,9 mA**
* für die Strahlzeit von einer Minute
** Automatikbetrieb für kV und mA Einstellung
In der folgenden Tabelle sind die unterschiedlichen Scanzeiten der Gruppe C mit ihren vier
Untergruppen dargestellt:
Tabelle 26. Scanzeit der Iso-C 3D Einstellungen in Sekunden
Gruppe C
I190L
I190S
I120L
I120S
Scanzeit
(Sekunden)
120
60
90
45
4 ERGEBNISSE 102
Die folgende Abbildung stellt die Unterschiede der Dosislängenprodukte noch einmal
graphisch dar.
Vergleichende Dosislängenprodukte
020406080
100120140
Standard-CTNiedrigdosis-CTkonv. RadiographieI190L
I190S
I120L
I120S
Methode
mGy x cm
Abbildung 44: Vergleichend Dosislängenprodukte in Abhängigkeit der bildgebenden
Methode.
103 5 DISKUSSION
5 DISKUSSION
Während die CT längst ihre Bedeutung für die Frakturdiagnostik und postoperative Kontrolle
am Kniegelenk bewiesen hat (SCHILD et al. 1983, McENERY et al. 1994, THERMANN et
al. 1999), liegen zur Wertigkeit des Iso-C 3D, welcher Multiplanare Rekonstruktionen (MPR)
visualisieren kann, bezüglich der Implantat- und Repositionskontrolle am Kniegelenk noch
keine experimentellen Untersuchungen vor.
Diese sollten im Rahmen der vorliegenden Studie untersucht werden, wobei durch Bohrung
eines Knochenzylinders im medialen Tibiaplateau und durch Setzten einer Schraube entlang
der Tibialängsachse im lateralen Tibiaplateau humaner Kniekadaver, eine Versorgung eines
Bruches simuliert wurde. Anschließend wurden die Kniekadaver mit den unterschiedlich
vorgenommenen Höhenniveaueinstellungen des Knochenzylinders, welcher mit Spickdraht
fixiert wurde und die der Schraube drei unterschiedlichen bildgebenden Verfahren
unterzogen. Die Höhenniveaueinstellungen erfolgten entlang einer zuvor erstellten
Verschlüsselungsliste.
Neben den konventionellen Röntgenbildern wurden CT und Iso-C 3 D- Bilder (4
unterschiedliche Einstellungen) angefertigt. Diese Bilder wurden gesammelt und dann zur
Bewertung drei Untersuchern vorgelegt, welche die Höhenniveaueinstellungen der Schraube
und des gebohrten Zylinders im Verhältnis des Gelenkplateaus (entspricht 0 mm) anhand der
erstellten Bilder in Millimetern angeben sollten. Zusätzlich sollten die unterschiedlich
entstehenden Strahlenbelastungen, die während der Erstellung der Abbildungen durch die
bildgebenden Methoden auf den Patienten einwirken, gemessen und untereinander verglichen
werden.
Die eigene Studie zeigt, dass die Beurteilung der Schraubenlage mittels konventioneller
Radiographie besser als mittels CT und Iso-C 3D gelingt. Gleichwertige Resultate liefern die
CT und der Iso-C 3D in einer Einstellung von 190° im langsamen Modus. Die
Repositionskontrolle kann mittels Iso-C 3D unter Berücksichtigung der Einstellung für einen
Scan im langsamen Modus mit einer Winkeleinstellung von 190° und 120° mit gleicher
Sicherheit eruiert werden wie mittels CT.
5 DISKUSSION 104
Die entstehende Strahlenbelastung ist durch den Iso-C 3D in allen vier Winkeleinstellungen
sowohl im langsamen als auch im schnellen Modus geringer als eine postoperative Standard-
CT. Mit der konventionelle Radiographie wird unter den untersuchten bildgebenden
Verfahren die niedrigste Strahlenbelastung für den Patienten ermittelt. Dennoch bedeutet
diese bildgebende Methode bezüglich der Repositionskontrolle signifikant schlechtere
Ergebnisse, sodass der Einsatz des Iso-C 3D im langsamen Modus und Winkeleinstellung von
190 und 120° angezeigt ist.
5.1 Methode
5.1.1 Untersuchungsgut
Die Formalinfixierung wurde gewählt, da das Hantieren mit frischen Spenderkniegelenken
über einen längeren Zeitraum aufgrund der einsetzenden Verwesung nicht praktikabel
erschien. Diese Einschätzung wurde durch die Tatsache bestätigt, dass selbst unter
Formalinfixierung „1 Präparat“ soweit zerstört wurde, dass dieses nicht mehr mit in die
Untersuchung einbezogen werden konnte. Durch die Fixierung blieb der Weichteilmantel der
Kadaverknie vollständig erhalten, was einer möglichst realistischen Simulierung einer
intraoperativen Anwendung des Iso-C 3D am Patienten nahe kam. Weiterhin war der
Weichteilmantel wichtig für die Evaluierung der objektabhängigen Streustrahlung, worauf
schon KOTSIANOS et al. (2002) hingewiesen haben.
5.1.2 Schraubenposition
Um einheitliche Versuchsbedingungen zu gewährleisten, wurde die Spongiosaschraube in
diesem Frakturmodell parallel zur Längsachse der Tibia eingebracht. Die gleiche
Vorgehensweise führten auch EULER et al. (2003) durch, die in ihrer Studie die Qualität der
C-Bogen basierten 3D- Bildgebung hinsichtlich der Erkennung von Schraubenfehllagen am
105 5 DISKUSSION
Talus untersuchten. Eine andere Möglichkeit wäre das horizontale Einbringen der Schraube
parallel zum Tibiaplateau gewesen, welche eher einer realistischen Frakturversorgung
entsprochen hätte. Allerdings hätte das experimentell gezielte Positionieren der Schraube ein
Problem dargestellt. So schien es für diese Studie angebracht die Schraube parallel zur
Tibialängsachse anzubringen um die Schraubenspitze zu beurteilen, da diese durch Vor- oder
Rückdrehen standardisiert in bestimmte Position im Vergleich zum Gelenkniveau gedreht
werden konnte.
5.1.3 Stufenposition
Obwohl die meisten unikondylären Tibiafrakturen am lateralen Plateau auftreten (KOTTER u.
RÜTER 1997) wurde im eigenen Modell das mediale Plateau für die Simulierung einer
Impressionsfraktur herangezogen. Diese Vorgehensweise erfolgte aufgrund der Überlegung,
dass durch die muldenförmige konkave Form des medialen Plateaus Impressionsfrakturen in
diesem Abschnitt durch das Überlagerungsphänomen eine besondere Anforderung an die
zweidimensionale konventionelle Röntgendiagnostik darstellt. Des weiteren zeigte sich in den
Vorversuchen, dass sich die Präparation des Knochenzylinders in dem größeren medialen
Kondylus deutlich einfacher gestaltete.
Die meisten unilateralen Fixationstechniken für bilaterale Tibiaplateaufrakturen favorisierten
die Platzierung des lateralen Implantats über einen lateralen Zugang (TSCHERNE u.
LOBENHOFFER 1993). Allerdings ist es nötig, das mediale Plateau intraoperativ zu
visualisieren, um die exakte Reposition, die von lateral ausgeführt wird, zur
Wiederherstellung der anatomischen Verhältnisse kontrollieren zu können. Für diese exakte
indirekte intraoperative Reposition ist die Visualisierung des medialen Tibiaplateau
wünschenswert.
5 DISKUSSION 106
5.1.4 Strahlenbelastung
.Da die Größenverhältnisse der verwendeten Kniegelenke zum Teil erhebliche individuelle
Unterschiede aufwiesen, wurde zur Messung der Strahlenbelastung ein standardisiertes
Messsystem herangezogen. Bereits ROCK et al. (2002) führten an dem ISO-C 3D und der CT
Strahlendosismessungen mittels Phantom durch. Auch GEBHARD et al. (2003) verwendeten
in ihrer Studie dieses Verfahren, um die entstehenden Strahlendosen verschiedener
computerassistierender Verfahren im OP zu vergleichen und klinische
Strahlendosismessungen zu ergänzen Es gewährleistete in der eigenen Studie nach einmaliger
Messung der Strahlenbelastung in Form des Dosislängenproduktes eine Gegenüberstellung
der gemessenen Belastungswerte der unterschiedlichen bildgebenden Verfahren. Aufgrund
der Größe des Plexiglasphantoms konnte davon ausgegangen werden, dass die gemessenen
Strahlendosiswerte höher sind als bei einer direkten Messung anhand eines humanen
Kniegelenkes. Dennoch war die Relation der gemessenen Strahlendosen der verschiedenen
bildgebenden geprüften Verfahren durch das standardisierte Modell gegeben. Sie erlaubte
deshalb auch eine Aussage hinsichtlich einer Mehr- oder Minderstrahlenbelastung zu treffen.
5.1.5 Positionierung der Kniekadaver
Ein Unterschied zwischen der eigenen experimentellen Untersuchung und der Anwendung
des Iso-C 3D im Klinikalltag besteht in der Lagerung des Kniegelenkes. Hierbei muss betont
werden, dass sich die Positionierung der verwendeten Kniegelenke bei der Erstellung der Iso-
C 3D - Bilder innerhalb dieser Studie sicherlich einfacher und weniger zeitaufwendig
gestaltete, als dies bei der korrekten Lagerung eines Patienten im Operationssaal möglich ist.
Diese wird stets angestrebt, da die Bildqualität umso besser ist, je präziser die jeweilige
anatomische Region im Isozentrum des C-Bogens gelagert wird. Wie ROCK et al. berichteten
(2002), kann zudem eine deutliche Verbesserung der Bildqualität erreicht werden, wenn das
zweite Kniegelenk aus dem Strahlengang genommen wird, indem Knie- und Hüftgelenk
maximal gebeugt werden.
107 5 DISKUSSION
5.2 Ergebnisse
5.2.1 Untersuchungsgut
Eines der 12 Spenderkniegelenke wurde aufgrund von Pilzbefall nach der dritten Operation
von der Studie ausgeschlossen. Die Gefahr, dass darüber hinaus auch das restliche
Untersuchungsgut in Mitleidenschaft gezogen werden könnte, rechtfertigte die Entsorgung.
Die bis dato erstellten Bilder dieses Gelenkes wurden nicht mit in die Beurteilung einbezogen,
weil es nicht alle fünf Versuchsbedingungen durchlaufen hatte und ein Feldvergleich der
Statistik nur mit gleicher Datenanzahl möglich ist. Dies bedeutete jedoch keinen wesentlichen
Verlust, da eine ausreichend große Fallzahl mit 11 Kniegelenken in die Studie einging und
damit signifikante Unterschiede zwischen den zu untersuchenden bildgebenden Verfahren
ermittelt werden konnten.
5.2.2 Schraubenposition
5.2.2.1 Paarweiser Vergleich der einzelnen Methoden für alle Schraubenpositionen
Die Aussagen von EULER et al. (2001) bezüglich der Diagnosestellung von fehlplazierten
Osteosyntheseschrauben im Talus-Modell anhand einer Fallzahl von vier Präparaten konnte
durch die eigene Studie nur teilweise bestätigt werden. EULER et al. (2001) und
LINSENMAIER et al. (2002) beschrieben, dass mit dem CT und dem Iso-C 3D fehlplatzierte
Osteosyntheseschrauben gleich häufig und ohne signifikante Unterschiede korrekt
diagnostiziert werden konnten. Den paarweisen Vergleich der einzelnen Methoden für alle
Schraubenpositionen in der vorliegenden Studie betrachtend, war dies auch hier der Fall.
Allerdings lag eine Gleichwertigkeit der CT gegenüber dem Iso-C 3D nur bei der Einstellung
I190L vor. Die geprüften anderen Einstellungsmodalitäten des Iso-C 3D wiesen zum Teil
hoch- bis mittelgradige Unterschiede auf, dass heißt sie ergaben eine schlechtere Beurteilung
als die CT (Tabelle 7). Zudem erbrachte nach dieser Studie die konventionelle Radiographie
bessere Resultate als die CT und der Iso-C 3D. Es lag ein signifikanter Unterschied zwischen
konventioneller Radiographie und CT vor (p < 0,024). Dieses Ergebnis stimmt nicht mit der
5 DISKUSSION 108
Aussage von EULER et al. (2001) überein. In ihrer Studie schrieben sie, dass mittels
Durchleuchtung mit dem C-Bogen und anhand des konventionellen Röntgenbildes eine
bedeutend signifikant höhere diagnostische Unsicherheit zu verzeichnen ist.
Dass die konventionelle Radiographie mit deutlich höherer Präzision besser zur Beurteilung
geeignet zu sein scheint, als alle anderen bildgebenden Verfahren erstaunt. Das schlechtere
Abschneiden des Iso-C 3D und der CT gegenüber der konventionellen Radiographie bezüglich
der Beurteilung der Schraubenlage in der eigenen Studie könnte an der Auswahl des
Bildmaterials liegen. So erhielten die Befunder keinen vollständigen Scroll, indem eine
hintereinander ablaufende Schnittbildserie eine vollständige Darstellung durch das
Kniegelenk zeigte, sondern lediglich einzelne ausgesuchte Schnittbilder. Auf die Abschätzung
der Stufenpositionen des Knochenzylinders hat diese Einschränkung offensichtlich keinen
Einfluss, da dieses Frakturmodell aufgrund seiner Größe in alle drei Raumrichtungen eine
größere Schnittbildtrefferquote erlangte. Die Ergebnisse der Einschätzung der Implantatlage
bedürfen deshalb einer Überprüfung im Cine-Mode.
5.2.3.2 Mehrfachvergleich der Methoden in Abhängigkeit der Schraubenpositionen
Während in der Studie von EULER et al. (2001) bei der Auswertung der Bilder aus den
drei Möglichkeiten 1. Schraube korrekt plaziert, 2. Schraubenlage fraglich, 3. Schraube
fehlplaziert eine auswählten, mussten die Befunder in der vorliegenden Studie eine
Abschätzung der Schraubenposition in Millimeter vornehmen. Im Gegensatz zur Studie von
EULER et al. (2002), in der die Kontrollmessung von Implantaten mit der Lineal-Funktion
syngo°R -Oberfläche durchgeführt wurde, durften die Befunder der Bilder der eigenen Studie
keine Abmessungshilfsmittel verwenden, um eine möglichst realitätsnahe Situation zu
simulieren. Somit lag ein erheblicher Unterschied der Abmessungsbedingungen der
Schraubenfehllage in der eigenen Studie gegenüber der Studie von EULER et al. (2002) vor,
in der ein exakterer Messvorgang möglich war.
Bei der Betrachtung der bildgebenden Methoden in Bezug zu den verschiedenen
Schraubenpositionen zeigte sich, dass die konventionelle Radiographie nur bei einer
109 5 DISKUSSION
extraartikulären Schraubenlage von –2 mm der CT und dem Iso-C 3D überlegen schien. Bei
allen anderen Höhenniveaueinstellungen lieferten die CT und der Iso-C 3D (I190L, I190S)
bezüglich der Sicherheit der Beurteilung der Schraubenposition vergleichbare Ergebnisse zur
konventionellen Radiographie. Hinsichtlich der intraartikulären Schraubenlagen +1
Millimeter und +2 Millimeter ergaben der Iso-C 3D und die CT durchschnittliche
Differenzmittelwerte, die eine intraartikuläre Lage mit ausreichender Sicherheit erkennen
ließen (Tabellen 4+5). Da die Frage, ob ein Schraubenimplantat intraartikulär sitzt oder nicht
für die Spätfolgen einer fehlerhaften Implantation wesentliche Bedeutung hat , können damit
die CT und der Iso-C 3D für die Beantwortung der intraarktikulären Schraubenlagebeurteilung
eingesetzt werden.
Die Frage, ob der intraoperative Einsatz des Iso-C 3D eine postoperative CT bezüglich der
Implantatkontrolle ersetzten kann, konnte demzufolge positiv beantwortet werden. Dennoch
sollte beachtet werden, dass dies nur für den 190° Scan im langsamen Modus gilt. Zwar
bedeutet dieser Scan einen höheren Zeitaufwand, wie schon ROCK et al. (2001) und EULER
et al. (2002) betonen, es wird jedoch eine höhere Anzahl an Bildern generiert, die für die
multiplanare Rekonstruktion zur Verfügung stehen. Damit entsteht eine bessere Bildqualität
der errechneten dreidimensionalen Schnittbilder des Iso-C 3D, was zur sicheren
Beurteilbarkeit der Implantatlage beiträgt.
Ein weiterer Grund für das weniger präzise Abschneiden des Iso-C 3D stellten die
zunehmenden Streuartefakte des Metalls (Schraubenimplantat) im schnellen Modus dar, die
mit einem höheren Verlust der Abbildungsqualität einhergingen. Diese Befunde entsprechen
der Studie von HEILAND et al. (2004), welche bei der Bewertung der erstellten Datensätze
von Kieferaufnahmen zwischen 190° im langsamen und 190° im schnellen Modus keine
deutlichen Unterschiede feststellten. Allerdings wurden zunehmende Artefakte im
Zahnkronenbereich durch prothetische Restaurationen aufgrund der geringeren Anzahl an
zweidimensionalen Bildern diskutiert. EULER et al. (2001) bewerteten den Iso-C 3D als gutes
diagnostisches intraoperatives Hilfsmittel bezüglich der Beurteilung von Schraubenlagen an
kleinen Gelenken mit geringem Weichteilmantel und vergleichsweise geringer Menge
artefaktverursachenden Materials. Darüber hinaus zeigten EULER et al. (2001), HEILAND
5 DISKUSSION 110
et al. (2003) und KOTSIANOS et al. (2004) innerhalb ihrer Studien, dass die Güte der
erhobenen Befunde mittels Iso-C 3D Darstellung trotz relativ schlechter Bildqualität den CT-
Befunden gleichwertig ist. Die Metallartefakte mittels Iso-C 3D sind prominenter als mittels
CT , dennoch wird die diagnostische Sicherheit davon nicht beeinflusst (KOTSIANOS et al.
2004).
Einen generellen Nachteil des Iso-C 3D stellen die systembedingten Streifenartefakte dar, auf
die bereits KOTSIANOS et al. (2001) hinweisen. ROCK et al. berichteten (2002) jedoch, dass
trotz Auftretens solcher Streifenartefakte die Gelenkkonturen sowie die äußere als auch die
innere Kortikalisgrenze an Handgelenk, Ellbogengelenk, Sprunggelenk und Kniegelenk gut
abgrenzbar sind. Vor dem Hintergrund, dass unterschiedliche Iso-C 3D Modalitäten verwendet
wurden, muss diese Aussage differenziert betrachtet werden.
Eine Aussage über den Einfluss der Winkeleinstellung des Iso-C 3D auf die Sicherheit der
Beurteilbarkeit kann anhand dieser Arbeit nicht getroffen werden, da keine einheitlichen
Ergebnisse der möglichen Iso-C 3D – Winkeleinstellungen vorlagen. Außerdem liegen hierzu
bis heute keine vergleichbaren Studien vor. In den bekannten Untersuchungen zum Iso-C 3D
wurde eine 190° Einstellung im langsamen Modus verwendet. Dabei handelte es sich bis auf
die Studie von EULER et al. (2001,2002) nicht um die Beurteilung von Implantatlagen,
sondern beispielsweise um die Erkennbarkeit von Kniegelenksfrakturen und deren
Klassifikation oder um die Darstellung des Gesichtsskelettes (ROCK et. al 2001, HEILAND
et al. 2003, KOTISIANOS et al. 2002, LINSENMAYER et al. 2002)
Obwohl die konventionelle Radiographie im Vergleich zum CT und Iso-C 3D (I90L, I190S,
I120L, I120S) laut dieser Studie hinsichtlich der Präzision der Befundung für alle
Schraubenlagen am besten abschnitt (paarweiser Vergleich), relativiert sich dieses Ergebnis
beim Mehrfachvergleich der bildgebenden Methoden in Abhängigkeit von den
Schraubenpositionen.
111 5 DISKUSSION
5.2.3 Stufenposition
5.2.3.1 Paarweiser Vergleich der einzelnen Methoden für alle Stufenpositionen
Beim paarweisen Vergleich der sechs bildgebenden Methoden in Abhängigkeit aller
Stufenpositionen, schnitt in der vorliegenden Studie sowohl der Iso-C 3D als auch die CT
besser ab als die konventionelle Radiographie. Immerhin berichteten auch KOTSIANOS et al.
(2002) über die Gleichwertigkeit des Iso-C3D und der CT, wenn es um die Erkennbarkeit von
Frakturen am Kniegelenk ging. Dabei ist die konventionelle Radiographie sowohl der CT als
auch dem Iso-C 3D unterlegen. Dennoch gilt die konventionelle Radiographie z.B. nach
Osteosynthese und Reposition von Luxationen oder dislozierten Frakturen zur
Ergebnisdokumentation als unverzichtbar (WOLF u. BOHNDORF 1997). Dass sie in diesem
Modellversuch am schlechtesten abschnitt, könnte auf der im Vergleich zum Iso-C 3D – und
CT-Schnittbild schwierigeren Erkennbarkeit des gebohrten Zylinders beruhen, da dieser auf
dem zweidimensionalen Bild nur schwierig zu erkennen war (Abb. 24 - 27).
EULER et al. wiesen in ihrer Talus-Modell Studie im Jahre 2001 darauf hin, dass die gute
Bildqualität der konventionellen Röntgenbilder nicht darüber hinwegtäuschen darf, dass durch
die zweidimensionale Abbildung Informationen vorenthalten werden, die nur durch die
Darstellung in der dritten Dimension zu erhalten sind. Auch PROKOP et al. berichteten 2001
über die Problematik der exakten Beurteilung intraartikulärer Frakturen des voluminösen
Tibiakopfes im Summationsröntgenbild. Dabei wird insbesondere auf die Überlagerungen des
Kniegelenkes im a-.p., lateralen und 45° rotierten Strahlengang hingewiesen. Diese
Schwierigkeiten traten auch in der vorliegenden Studie auf, wobei möglicherweise auch die
Überlagerung der simulierten Impressionsfraktur und des Implantates zu Unsicherheiten und
falschen Bewertungen geführt haben (Abb. 24).
Die konventionelle Radiographie zeigte bezüglich der Einschätzung aller möglichen
Stufenpositionen im Mittel eine Differenz von 0,761 Millimetern, was bedeutet, dass jede in
diesem Versuch eingestellte Stufenposition (–2 mm; -1 mm; 0 mm; +1mm; +2 mm) im Mittel
um 0,761 Millimeter über- oder unterschätzt wurde (Tabelle 18). Allerdings stellten HACKL
et al. (2000) bei einem Vergleich konventioneller Röntgenaufnahmen und CT fest, dass in
5 DISKUSSION 112
71% der Fälle eine Änderung der Frakturklassifikation vorgenommen werden musste. Dabei
handelte es sich um nicht erkannte Spaltimpressionsfrakturen, welche als Spaltbrüche
identifiziert wurden. Durch konventionelles Röntgen wurden die Impressionen im Mittel um
4,8 Millimeter unterschätzt. Ein Grund für diesen erheblichen Differenzmittelwertunterschied
könnte in den unterschiedlichen Abschätzungsbedingungen liegen. Während in der
vorliegenden Studie die Stufe lediglich durch einen gebohrten Knochenzylinder simuliert
wurde und dieser im Röntgenbild anhand des fixierenden Spickdrahtes leichter erahnt werden
konnte, handelte es sich bei der Studie von HACKL et al. (2000) um komplexe Frakturen, die
anhand eines konventionellen Röntgenbildes eingeordnet und bezüglich ihrer Impressionstiefe
in Millimeter abgeschätzt wurden.
Das Ergebnis der eigenen Arbeit bestätigte die von KOTSIANOS et al. (2002) postulierte
Aussage, dass Gelenkflächenimpressionen und die Komplexität von Frakturen mit der
konventionellen Radiographie häufig unterschätzt werden. Schon BLASER et al. (1998),
KUONG et al. (1999) und LIOW et al. (1999) wiesen darauf hin, dass zur Erkennung von
Impressionsfrakturen und zur genaueren Klassifikation von Tibiakopffrakturen neben der
konventionellen Radiographie die CT wegen ihrer zwei- und dreidimensionalen
Rekonstruktion geeigneter ist. Darüber hinaus zeigten Studien über den distalen Radius und
das Acetabulum hinsichtlich der Detektion von Gelenkstufen eine höhere Präzision der CT als
die konventionelle Radiographie (BORRELLI et al. 2002, COLE et al. 2003, MOED et al.
2003).
EULER et al. beschrieben 2001 und 2003 in einer Studie, dass die Iso-C 3D Untersuchung
der Spiral-CT Untersuchung nicht nur gleichwertig, sondern auch der konventionellen
Röntgentechnik in Hinsicht auf die Frakturerkennung und Erkennung einer Gelenkbeteiligung
überlegen ist. KOTSIANOS et al. (2001) betonten besonders die erfolgreiche Erkennbarkeit
von Gelenkflächen, die Darstellung der Randkonturen der äußeren Kortikalis und die
Erkennbarkeit der Gelenkbeteiligung- und impression mittels Iso-C 3D – Schnittbildern.
Unter der Annahme, dass die Ergebnisse der vorliegenden Modellstudie unter den
aufgestellten Bedingungen auf die Klinik übertragbar sind, kann folgende Aussage getroffen
113 5 DISKUSSION
werden: durch den intraoperativen Einsatz des Iso-C 3D für die Bewertung des
Repositionsergebnisses kann die postoperative CT-Kontrolle am Patienten entfallen, da dieser
vergleichbare Ergebnisse aufweist. Allerdings ist bezüglich der Iso-C 3D Einstellung darauf
zu achten, dass dieser bei 190° und 120° im schnellen Modus mit Sicherheitseinbussen
hinsichtlich der Erkennbarkeit einhergeht. Als Grund dafür kommt die geringe Anzahl der zur
Verfügung stehenden zweidimensionalen Bilder für die multiplanare Rekonstruktion in Frage.
Außerdem zeigte die eigene Studie, dass deutlichere Streuartefakte des Schraubenimplantates
bei einem schnellen Scan entstehen als bei einem langsamen. Diese beeinflussen die gesamte
Bildqualität negativ und können deshalb auch als Grund für das schlechtere Abschneiden der
Stufeneinschätzung des Iso-C 3D im schnellen Modus mit der Winkeleinstellung 190° und
120 ° angesehen werden.
Aus den Ergebnissen der vorliegenden Studie geht deshalb hervor, dass sich der intraoperative
Einsatz des Iso-C 3D in einer 190° oder 120° Einstellung im langsamen Modus für die
Beurteilung der Stufenposition bewährt. Dieser gewährleistet eine vergleichbare Präzision zur
CT.
5.2.3.2 Mehrfachvergleich der Methoden in Abhängigkeit der Stufenpositionen
Wird die Beurteilbarkeit der bildgebenden Methoden in Abhängigkeit der fünf verschiedenen
Höhenniveaueinstellungen des Knochenzylinders betrachtet, so ist zu erkennen, dass die
Abschätzung aller sechs bildgebenden Methoden am besten bei einer erfolgreichen Reposition
(Stufe 0 mm) war (Tabellen 13 - 17). Dabei schnitt die CT und der Iso-C 3D bei einer 190°
Einstellung im langsamen Modus gegenüber der konventionellen Radiographie besser ab. Die
CT zeigte hierbei die geringsten Abweichungen, während der Iso-C 3D in allen Einstellungen
vergleichbare Resultate lieferte.
Damit kann davon ausgegangen werden, dass durch die intraoperative Anwendung des Iso-C
3D (alle Einstellungen erbringen vergleichbare Ergebnisse mit der CT) ein Repositionserfolg
genauso gut beurteilt werden kann wie durch eine postoperative CT und besser als durch die
konventionelle Radiographie. Dieses Ergebnis deckt sich mit den Aussagen anderer
5 DISKUSSION 114
Untersucher, die die diagnostische Wertigkeit der Schnittbilduntersuchung im Vergleich zur
konventionellen Radiographie bei Tibiakopffrakturen evaluierten (CHAN et al. 1997, LIOW
et al. 1999, HACKL et al. 2000, KOTSIANOS et al. 2001) und dabei die Überlegenheit der
CT nachwiesen.
Tendenziell bessere Ergebnisse als die CT zeigte der Iso-C 3D bei extra- und intraartikulärer
Stufenposition von –1 Millimeter und + 1 Millimeter (Abb. 33 + 35). Dabei lagen die
Differenzmittelwerte des Iso-C 3D bis auf I190S bei einer extraartikulären Stufenlage von
–1 Millimeter niedriger als die der CT. Auffällige Unterschiede aller vier Iso-C 3D
Einstellungen gegenüber der CT ergaben sich nicht, deshalb kann der Iso-C 3D mit der
diagnostischen Sicherheit der CT verglichen werden. McENERY et al. betonten schon 1994,
dass besonders die koronare Rekonstruktion für die Detektion von Gelenkimpressionen
wichtig sei. Während bei der CT zunächst axiale Aufnahmen erstellt werden und erst
sekundär mittels zwei- und dreidimensionaler Rekonstruktionsverfahren koronare und
sagittale Projektionen entstehen, werden beim Iso-C 3D die errechneten Schnittbilder primär
simultan in den drei Raumrichtungen axial, koronar und sagittal mit annähernd gleicher
Auflösung dargestellt. Allerdings ist die Auflösung bei der CT nur in x und y-Richtung mit
dem Iso- C 3D vergleichbar, nicht jedoch in z-Richtung (ROCK et al. 2001). Dies könnte eine
Erklärung für das teilweise tendenziell bessere Abschneiden des Iso-C 3D gegenüber der CT
sein. Weshalb dies ausgerechnet auf die Stufenlagen –1 Millimeter und +1 Millimeter zutraf,
blieb ungeklärt.
Die größte Abweichung von der vorgenommenen Höhenniveaueinstellung zeigte die CT bei
einer Stufenposition von –2 Millimeter (Tabellen 13 - 17). Dies gilt auch für I190L und
I190S. Während hierbei die Werte der CT und des Iso-C 3D nah beieinander lagen und keine
signifikanten Unterschiede aufwiesen, zeigten diese Methoden, verglichen mit der
Stufenposition von + 2 Millimeter signifikante Unterschiede (Tabelle 24). In diesem Fall
waren die CT und der Iso-C 3D nicht gleichwertig, die CT war präziser, wobei I190L
gegenüber der CT eine geringgradige Signifikanz aufwies und somit unter den Iso-C 3D
Einstellungen am Besten abschnitt. Alle Iso-C 3D Einstellungen waren jedoch besser zur
diagnostischen Abklärung geeignet als die konventionelle Radiographie.
115 5 DISKUSSION
Unter den Iso-C 3D Einstellungen gewährleisteten 190° und 120° im langsamen Modus
tendenziell eine bessere Beurteilung als dieselben Einstellungen im schnellen Modus. Dies
kann, wie bereits beschrieben darauf zurückgeführt werden, dass eine geringere Anzahl
zweidimensionaler Bilder im schnellen Modus vorliegen.
Aus der vorliegenden Studie geht hervor, dass eine Vergleichbarkeit des Iso-C 3D und der CT
für alle Stufenpositionen (-2 mm; -1 mm; 0 mm; +1 mm; +2 mm) vorlag. Bei der
Stufenposition von + 2 Millimetern lag anhand der CT eine signifikant höhere Sicherheit in
der exakten Erkennbarkeit als beim Iso-C3D (I190L) vor. Allerdings ist der
Differenzmittelwert bei der Stufenlage +2 Millimeter für den I190L mit 0,56 Millimetern
ebenso in einem Bereich, indem eine intraartikuläre Abweichung erkannt wurde (Tabelle 17).
GERICH et al. (2001b) bestätigten, dass die Arthrose die Folge einer Gelenkstufe sein kann.
Zunächst stellt sich jedoch intraoperativ für jeden Chirurgen die Frage, ob eine fehlerhafte
Reposition vorliegt oder nicht. Diese Tatsache lässt den geringgradig signifikanten
Unterschied des Iso-C 3D bezüglich der Stufenlage +2 Millimeter gegenüber dem CT
vertretbar erscheinen. Die konventionelle Radiographie zeigte für jede Stufenposition die
größte Abweichung mit dem höchsten Differenzmittelwert im Vergleich zur CT und dem Iso-
C 3D. Somit ist der Iso-C 3D der konventionellen Radiographie für die in der vorliegenden
Studie untersuchten Repositionsstufen überlegen.
5.2.4 Strahlenbelastung
Die niedrigste Strahlenbelastung für den Patienten, dokumentiert durch das
Dosislängenprodukt (DLP) ergab sich bei der Anwendung der konventionellen Radiographie.
Pro Sekunde Durchleuchtungszeit lag beim Phantom eine Strahlenbelastung von 0,5 mGy x
cm vor. Da intraoperativ im Mittel vier bis fünf Durchleuchtungen vorgenommen werden,
entspricht dies einer Strahlengesamtbelastung von fünfmal 2,5 mGy x cm.
Mit dem Standard-CT Protokoll für Extremitäten ergab sich die höchste Strahlenbelastung.
Mit 131 mGy x cm überstieg es den Wert von 22,74 mGy x cm für den I190° im langsamen
Modus um etwa das Sechsfache. Die Strahlenbelastung durch die Niedrigdosis-CT lag mit 35
5 DISKUSSION 116
mGy x cm dazwischen. Ähnliche Ergebnisse lieferten ROCK et al. (2002) in einer Studie, in
der die Strahlenbelastung in Form des Dosislängenproduktes durch den Iso-C 3D mit der
Strahlenbelastung durch die Standard-CT und Niedrigdosis-CT verglichen wurde. Während in
der eigenen Studie zur Messung der Strahlenbelastung durch die CT ein Standard-CT
Protokoll für Extremitäten (120 kV, 150 mAs) herangezogen wurde, benutzten ROCK et al.
(2002) ein Standard-CT Protokoll eines zehn Zentimeter langen Lendenwirbelabschnitts (120
kV, 200 mAs) und ermittelten für die Standard-CT ein Strahlendosiswert von 171 mGy x cm.
Dieser Wert resultierte aus dem höher gewähltem Milliamperesekundenprodukt (mAs), wobei
das gewählte Standard-CT Protokoll für Extremitäten der eigenen Studie dem Knie-CT
entsprach, im Gegensatz zu dem von ROCK et al. (2002) gewählten.
In der Arbeit von ROCK et al. (2002) wurde die Strahlenbelastung durch den Iso-C 3D im
Modus für festgelegte Spannungs- und Stromeinstellungen gemessen. Dazu wurden die vom
Hersteller empfohlenen Geräteeinstellungen (59 kV und 1,9 mA) zur Messung der
Strahlenbelastung eingestellt. Die Strahlenbelastung für ein gescanntes Knie betrug im
langsamen Modus bei 190° 39,9 mGy x cm. In der eigenen Arbeit wurde im Gegensatz dazu
die Strahlenbelastung im Automatikbetrieb gemessen. Der Iso-C 3D wählte in diesem Fall die
kV- und mA-Werte in Abhängigkeit des zu durchleuchtenden Objektes automatisch aus.
Dieser Automatikbetrieb wird auch beim intraoperativen Einsatz des Iso-C 3D gewählt, so
dass die gemessene Strahlenbelastung für I190L mit 22,74 mGy x cm etwa einem Scan im
Operationssaal entspricht. Die Messergebnisse für I190L der eigenen Arbeit verglichen mit
denen der Studie von ROCK et al. (2002) unterscheiden sich aufgrund der unterschiedlichen
Strom- und Spannungseinstellungen.
Während EULER et al. (2003) in einer Studie zeigen, dass die Strahlenbelastung durch den
Iso-C 3D in vergleichbarer Größenordung liegt wie die durch eine CT für
Extremitätendarstellung, ergibt sich in der eigenen Studie ein anderes Ergebnis. So lagen die
gemessenen Werte des Iso-C 3D deutlich niedriger als die der Standard-CT für Extremitäten
(Tabelle 25). Die Ursache dafür lag in der Wahl der CT-Protokolle. Während EULER et al.
(2003) die Strahlenbelastung durch den Iso-C 3D mit der einer Niedrigdosis-CT verglichen,
bezog sich der Vergleich in der eigenen Studie auf ein Standard-CT Protokoll für
117 5 DISKUSSION
Extremitäten. Die vorliegende Arbeit untersuchte die Implantat- und Repositionskontrolle bei
Impressionsfrakturen der Tibia. Diese wurde bisher durch eine postoperative Standard-CT
vorgenommen, eine Niedrigdosis-CT wurde aufgrund der schlechteren Auflösung dagegen
nicht herangezogen. Allerdings ist laut EULER et al. (2003) die entstehende Streustrahlung
während der Anfertigung der dreidimensionalen Bilddatensätze mit dem Iso-C 3D im
Vergleich zur Spiral-CT deutlich höher. Darum empfehlen sie unbedingt einen
Sicherheitsabstand von 3,5 Metern einzuhalten.
Die Strahlenbelastung durch eine Niedrigdosis-CT entspricht ROCK et al. (2002) zu Folge
mit 32 mGy x cm annähernd dem Ergebnis der eigenen Untersuchung (35 mGy x cm). Die
Iso-C 3D Dosislängenprodukte mit einer Geräteeinstellung für kleine Gelenke (59 kV und 1,9
mA) sind nach ROCK et al. (2002) mit der Dosis einer Niedrigdosis-CT vergleichbar. Den
Ergebnissen der eigenen Studie nach zu urteilen ist jedoch das Dosislängenprodukt durch den
Iso-C 3D kleiner als durch die Niedrigdosis-CT. Außerdem ist festzustellen, dass der Iso-C 3D
im langsamen Modus höhere Dosislängenprodukte erreicht als im schnellen Modus (Tabelle
25). Dies liegt an der Tatsache, dass die Scanzeit im schnellen Modus wesentlich kürzer
ausfällt als im langsamen Modus (Tabelle 26). Damit bedeutet der Iso-C 3D mit einer
Winkeleinstellung von 190° im langsamen Modus mit 22,74 mGy x cm die höchste und mit
I120° im schnellen Modus mit 7,9 mGy x cm die niedrigste Strahlenbelastung für einen
Patienten.
Die durch das Iso-C 3D – Gerät gemessenen Dosisflächenprodukte (cGy x cm2) für die
unterschiedlichen Einstellungsmöglichkeiten wiesen dabei die gleichen Relationen auf wie die
ermittelten Dosislängenprodukte (Tabelle 25).
Aus rein gesundheitlichen Aspekten ist somit der Einsatz des Iso-C 3D anstelle einer
Standard- CT wünschenswert. Eine noch geringere Strahlenbelastung für den Patienten
entsteht allerdings mittels konventioneller Radiographie, mit dem Nachteil einer geringeren
Sicherheit bezüglich der Repositionskontrolle.
5 DISKUSSION 118
5.2.5 Entwicklung der (intraoperativen) Bildgebung
Gerade schwere intraartikuläre Kniegelenksfrakturen werden heutzutage zunehmend minimal-
invasiv versorgt (LOBENHOFFER 1997, KRETTEK et al. 1998). Allerdings steht den
großen Vorteilen der Gewebsschonung und der biologischen Osteosynthese der zunehmende
Verlust der direkten adspektorischen und palpatorischen Repositions- und
Implantatlagekontrolle gegenüber. Auf die Folgen daraus resultierender ungenügender
Repositionsergebnisse wie Arthrose, Gelenkdegeneration und Achsenablenkung wurde im
Schrifttum bereits mehrfach hingewiesen (MUGGLER et al. 1975, WADDELL et al. 1981,
LACHIEWICZ u. FUNCIK 1990, TSCHERNE u. LOBENHOFFER 1993, AUBRIOT 1998,
GERICH et al. 2001b). Allerdings wird die Grenze der maximal akzeptablen intraartikulären
Repositionsstufen in der Literatur sehr uneinheitlich festgelegt (BAI et al. 2001). So reichen
die postulierten Werte von 2 bis zu 10 mm (HOHL 1967, WADDELL 1981, BLOKKER et al.
1984, GAUSEWITZ u. HOHL 1986, LANSINGER et al. 1986, BROWN et al. 1988,
DUWEILIUS u. CONNOLLY 1988, HONKONEN u. JARVINEN 1992, WATSON 1994).
Diese Unsicherheit bezüglich der maximalen akzeptablen Repositionsstufe fordert eine
genaue Evaluierung der Sicherheit der Erkennbarkeit von Stufenlagen im Millimeterbereich.
Geschieht dies bereits intraoperativ mittels bildgebender Verfahren, ist die Prognose für den
Patienten umso besser.
An erster Stelle steht der Einsatz des konventionellen Röntgenbildwandlers, der in Form des
C-Bogens bereits seit Jahrzehnten intraoperativ eingesetzt wird. Er liefert jedoch lediglich
zweidimensionale Bilder, was die Beurteilung mancher Knochenstrukturen erschwert
(LOBENHOFFER et al. 1999). Auch in der vorliegenden Studie ergaben sich Hinweise, dass
die konventionelle Radiographie in Hinsicht auf eine Stufenbeurteilung deutliche
diagnostische Unsicherheiten liefert. Zunehmend wird die heutige Technik deshalb durch
technische Neuerungen und andere diagnostische Methoden ergänzt bzw. ersetzt (WOLF u.
BOHNDORF 1997).
Als weitere intraoperative „Kontroll“-Alternative gilt die Arthroskopie (MAYR et al. 1999,
STANLEY 1999, TALLER et al. 2000), welche aber, neben dem zusätzlichen
119 5 DISKUSSION
Operationsrisiko den Nachteil, sich überwiegend an den Knorpelstrukturen zu orientieren, mit
sich bringt. Es können deshalb ossäre Stufenbildungen, welche zu Belastungsspitzen mit
nachfolgender Destruktion des Knorpels führen auch dabei übersehen werden. Außerdem
wird ihre zusätzliche Aussagekraft im Vergleich mit dem konventionellen
Röntgenbildwandler als fragwürdig betrachtet (LOBENHOFFER et al. 1999).
Der CT kommt in den letzten Jahren zunehmende Bedeutung auch im Operationssaal zu.
Außerdem hat sie längst in zahlreichen Studien ihren Stellenwert in der präoperativen
Frakturdiagnostik am Kniegelenk bewiesen (KOTSIANOS et al. 2002). Auch in der eigenen
Untersuchung zeigte die CT hinsichtlich der Stufenposition im Vergleich mit anderen
bildgebenden Verfahren die größte Präzision. Insbesondere für die Detektion von
Gelenkimpressionen ist die koronare Rekonstruktion wichtig (McENERY et al. 1994), welche
durch die CT gewährleistet werden kann. Dennoch findet sie hauptsächlich prä- und
postoperativ Anwendung, da sie aus logistischen Gründen nicht oder nur eingeschränkt
intraoperativ eingesetzt werden kann (MAYR et al. 1999, ROCK et al. 2001).
Unbefriedigende Rekonstruktionsergebnisse nach dislozierten Gelenkfrakturen oder eine
Schraubenfehllage werden deshalb häufig erst durch die postoperative Kontrolle erkannt
(EULER et al. 2002). Erst mit der Entwicklung eines fahrbaren C-Bogens, welcher CT-
Schnittbilder intraoperativ erzeugen kann, wurden diese Schwierigkeiten geringer.
Der Iso-C 3D kann als Kombination der intraoperativen routinemäßig praktizierenden C-
Bogen gekoppelt mit den Vorteilen einer 3D-Darstellung bei einem im Vergleich zum
bisherigen Vorgehen (Bildwandler und postoperatives bzw. intraoperatives CT) wesentlich
geringeren Aufwand betrachtet werden (EULER et al. 2001). Von ersten Erfahrungen über
den klinischen Einssatz des Iso-C 3D berichten EULER et al. (2002). KOTSIANOS et al.
(2002) vergleichen die konventionelle Radiographie, CT und Iso-C3D bezüglich der
diagnostischen Möglichkeiten und Grenzen der Erkennbarkeit und Klassifizierung von
Tibiakopffrakturen. Dabei zogen sie den Schluss, dass eine exakte Klassifikation von
Tibiakopffrakturen mit dem Iso-C 3 D ebenso gut wie mit der CT möglich ist.
Gelenkimpressionen und dislozierte Fragmente können durch die Rekonstruktion in drei
Ebenen leicht erkannt werden. Die Ergebnisse der Untersuchung verschiedener
Stufenpositionen in der eigenen Studie bestätigen diese Einschätzung.
5 DISKUSSION 120
5.3 Bildgebende Verfahren in der Tiermedizin
1978 wurde über die erste Kniegelenksarthroskopie beim Hund berichtet. Seither gewinnt die
Arthroskopie als diagnostisches Hilfsmittel, später auch für minimal-invasive
Therapiemaßnahmen an Bedeutung. Als besondere Vorteil werden unter anderem die
Weichteilschonung, die Minimierung von postoperativen Wundheilungsstörungen sowie von
Komplikationen und die daraus schneller resultierende Wiederherstellung und Funktion des
Gelenkes des Patienten angesehen (LORETTA et al. 2002). FEHR et al. (1996) verweisen
darauf, dass die minimal-invasive Arthroskopie hilfreich bei der Ergänzung der klinisch und
röntgenologisch erhobenen, vor allem bei nicht eindeutig interpretierbaren Befunden ist. VAN
BREE et al. (1997) betonen, dass eine Arthroskopie in jedem Fall indiziert ist, wenn der
Gelenkknorpel, die Synovialmembran und die intraartikulären Bandstrukturen, die
röntgenologisch nicht dargestellt werden können, untersucht werden müssen. Zudem
ermöglicht die Arthroskopie beispielsweise die Entnahme von Bioptaten, eine Beurteilung
einer Synoviitis oder von Knorpelschäden sowie die Früherkennung einer Osteochondrosis
(OCD) etc. (VAN BREE 1992).
Die CT wird seit mehr als 10 Jahren in der Groß- und Kleintiermedizin insbesondere in der
Lehre und Wissenschaft angewendet. MAYRHOFER und HENNINGER stellen 1995 fest,
dass der Einsatz der CT in der Tiermedizin vor allem für die Darstellung von knöchernen
Höhlen und ihren angrenzenden Geweben angezeigt ist. Grund dafür ist die bedingte
Einsetzbarkeit anderer in der tierärztlichen Praxis gebräuchlicher bildgebender Verfahren, wie
z.B. Ultraschall oder konventionelle Radiographie. Allerdings ist der Einsatz der CT mit
einem hohen technischen und zeitlichen Aufwand verbunden und bedarf einer Bedienung
durch intensiv geschultes Personal (HÜBENER 1985). Zudem muss die
computertomographische Untersuchung am narkotisierten Tier erfolgen, da eine Lagerung der
Tiere zur Untersuchung im Wachzustand nicht möglich ist (MAYRHOFER u. HENNINGER
1995).
121 5 DISKUSSION
Aufgrund dessen wäre der Einsatz des Iso-C 3D wie auch beim Menschen ein logistischer
Vorteil, da dieser als mobile Einheit an den OP-Tisch herangefahren werden kann. Allerdings
wäre Vorrausetzung, dass ein OP-Tisch aus Kohlefasern oder ein Standard OP -Tisch mit
metallfreiem Lagerungszubehör zur Verfügung steht, da sonst Artefakte die Bildqualität
negativ beeinflussen (EULER et al. 2003).
In einer Dokumentenanalyse von SIEME im Jahre 1990 wurden an der Klinik für kleine
Haustiere der Tierärztlichen Hochschule Hannover die in den letzten fünf Jahren vorgestellten
Tibia-Fibula-Frakturen bei Hund und Katze hinsichtlich Häufigkeit, Altersverteilung usw.
statistisch ausgewertet. Dabei betrafen beim Hund 28,1 % und bei der Katze 23,5 % aller
Gliedmaßenfrakturen den Unterschenkel. Mit 7,9% zählten die proximalen Frakturen beim
Hund zu den seltener auftretenden Formen. Da Impressionsfrakturen des lateralen
Tibiaplateaus durch den lateralen Femurkondylus im Gegensatz zum Menschen bei Hund und
Katze aufgrund der Winkelung des Kniegelenkes nur selten vorkommen (MÜLLER et al.
1977, LAND 1981), erscheint die spezielle Fragestellung dieser Studie bei der Betrachtung
von Tibiafrakturen des Kleintieres wenig relevant. Dennoch ist der Einsatz des Iso-C 3D
denkbar, da gewöhnlich die Kontrolle gesetzter Implantate und Repositionen erst postoperativ
mittels konventioneller Röntgenaufnahme geschieht. Der Iso-C 3D könnte deshalb auch in der
Tiermedizin bessere Kontrollmöglichkeiten bieten. Erste Hinweise für den Einsatz des Iso-C
3 D liegen vor allem in der Chirurgie beim Pferd vor (laut persönlicher Mitteilung von Dr.
med. vet. D. Gygax, Zürich den 14.02.2005). Eine Evaluation bezüglich der
Einsatzmöglichkeiten und der Vorteile im Bereich der Kleintiermedizin sollte zukünftig
erfolgen.
5 DISKUSSION 122
5.4 Schlussfolgerung
Die vorliegende Studie zeigte, dass die Beurteilung der Schraubenlage mittels konventioneller
Radiographie besser als mittels CT und Iso-C 3D gelingt. Dennoch deckt der Iso-C 3D
Schraubenfehllagen mit gleicher Sicherheit auf wie die CT. In zukünftigen Untersuchung
sollte eine Beurteilung der Implantatlage anhand vollständiger Scrolls im Cine-Mode
vorgenommen werden, um zu überprüfen, ob auf diese Weise eine bessere Präzision
gegenüber der konventionellen Radiographie erreicht werden kann.
Wie aus der vorliegenden Arbeit hervorgeht, liefert die konventionelle Radiographie keine
ausreichende Sicherheit bei der intraoperativen Bestimmung der Reposition. Durch den
intraoperativen Einsatz des Iso-C 3D im langsamen Modus mit der Winkeleinstellung 190°
und 120° kann eine Reposition mit gleicher Sicherheit eruiert werden wie mittels CT.
Dadurch können mögliche Folgeschäden wie z.B. eine Arthrose verringert werden.
Werden darüber hinaus gesundheitliche Aspekte bewertet, dann bedeutet eine intraoperative
Repositions- und Implantatkontrolle mittels Iso-C 3D in allen vier untersuchten
Einstellungsmöglichkeiten (I190L, I190S, I120L, I120S) eine deutlich geringere
Strahlenbelastung für den Patienten als eine postoperative Standard-CT. Zwar lag unter den
untersuchten bildgebenden Verfahren die Strahlenbelastung durch die konventionelle
Radiographie für den Patienten am Niedrigsten. Da diese jedoch diagnostische Einbussen und
signifikant schlechtere Ergebnisse bezüglich der Repositionskontrolle aufwies, erscheint der
Einsatz des Iso-C 3D zumindest für eine 190° und 120° - Einstellung im langsamen Modus
angezeigt.
Die eigene Studie belegt, dass die postoperative CT-Kontrolle am Patienten entfallen kann, da
vorrausgesetzt eine Übertragbarkeit des untersuchten Modells auf den klinischen Einsatz
gelingt, der Iso-C 3D für I190L und I120L vergleichbare Ergebnisse bezüglich der
Repositionskontrolle gegenüber der CT liefert. Dies bedeutet, dass eine mögliche Reoperation
dem Patienten durch die intraoperative Repositionskontrolle mittels Iso-C 3D erspart bliebe
123 5 DISKUSSION
da noch in der selben Operation Korrekturen vorgenommen werden können. Im Vergleich zur
CT zeigte der Iso-C 3D den weiteren Vorteil einer geringeren Strahlenbelastung.
Definitive Aussage über den Wert des Iso-C 3D im klinischen Alltage sollten anhand
klinischer Untersuchungen erfolgen.
6 ZUSAMMENFASSUNG 124
Katharina Christine Klingler
Optimierung minimal-invasiver Operationen durch den intraoperativen Einsatz eines
3D-bilgebenden mobilen C-Arms (V. Siemens) am Beispiel des Tibiakopfes
6 ZUSAMMENFASSUNG
Ziel dieser Studie war es zu evaluieren, ob der neue intraoperative einsetzbare Iso-C 3D
Bildwandler (Fa. Siemens, Erlangen, Germany) die Repositions- und Implantatkontrolle im
Vergleich zur konventionellen Radiographie verbessern kann und ob dieser eine vergleichbare
Präzision aufweist wie die Computertomographie (CT).
In der vorliegenden Arbeit wurde dazu an 12 humanen Kniekadavern durch das Bohren eines
Knochenzylinders im medialen Kondylus der Tibia eine Repositionsstufe und durch das
Setzen einer Spongiosaschraube im lateralen Kondylus in Tibialängsachse eine
Schraubenfehllage simuliert. Jedes Knie wurde fünf Operationsdurchläufen unterzogen, um
unterschiedliche Höhenniveaueinstellungen vorzunehmen (-2 mm; -1 mm; 0 mm; +1 mm)
+2 mm). Die Einstellungen erfolgten anhand eines randomisierten Protokolls, welches zuvor
erstellt wurde. Anschließend wurden für alle fünf Repositionsstufen und Schraubenpositionen
der Kniekadaver computertomographische Scans, konventionelle zweidimensionale
Röntgenbilder und Iso-C 3D Scans in vier unterschiedlichen Einstellungen (I190L, I190S,
I120L, I120S) durchgeführt.
Die erstellten randomisierten 330 Bilder wurden durch drei Befunder ausgewertet. Dies
geschah insgesamt dreimal, wobei mindestens drei Tage Abstand zwischen den
Beurteilungsrunden lag. Die Befunder mussten die Abweichung der Stufe und der Schraube
in Millimeter abschätzen, wobei 0 Millimeter jeweils die exakte Reposition und
Schraubenlage darstellte. Die befundeten geschätzten Werte wurden anschließend mit den
eigentlichen Werten des anatomischen Situs anhand der Verschlüsselungsliste verglichen und
zur statistischen Auswertung herangezogen. Darüber hinaus wurde die Strahlenbelastung,
125 6 ZUSAMMENFASSUNG
welche bei Erstellen der sechs unterschiedlichen bildgebenden Methoden entstand, anhand
eines standardisierten Messverfahrens gemessen und anschließend verglichen.
Die Auswertung der erstellten Bilder für die Schraubenposition, unabhängig von der
jeweiligen Höhenniveaueinstellung ergab für die konventionelle Radiographie im Mittel den
niedrigsten Differenzwert mit 0,554 Millimetern. Die CT wiesen mit 0,632 Millimetern
(p>0,05) im Vergleich mit dem Iso-C 3D bei einer Einstellung von 190° im langsamen Modus
mit 0,664 Millimetern (p>0,05) vergleichbare Werte auf.
Im Gegensatz dazu zeigten die Ergebnisse der Repositionsstufe unabhängig der jeweiligen
Höhenniveaueinstellungen eine bessere Präzision der CT und des Iso-C 3D für alle vier
Einstellungsmöglichkeiten gegenüber der konventionellen Radiographie. Die CT ergab im
Mittel den niedrigsten Differenzmittelwert mit 0,330 Millimetern (p>0,05) wobei der Iso-C
3D für I190L mit 0,377 Millimetern (p>0,05) und I120L mit 0,407 Millimetern (p>0,05)
vergleichbare Werte lieferte. Die konventionelle Radiographie wies im Mittel den größten
Differenzmittelwert mit 0,761 Millimetern auf.
Die Strahlenbelastung wiedergegeben durch das Dosislängenprodukt (DLP) ergab bei der
Prüfung der verschiedenen Verfahren für die Standard-CT „ Extremitäten“ mit 131 mGy x cm
die höchste Belastung. Der Iso-C 3 D lieferte dagegen für alle vier Einstellungsmöglichkeiten
niedrigere DLP-Werte, wobei der 190° Scan im langsamen Modus unter den Iso-C 3D-
Verfahren mit 22,74 mGy x cm die höchste Strahlenbelastung aufwies. Für die konventionelle
Radiographie wurde für die Strahlzeit von einer Minute ein DLP –Wert von 28,7 mGy x cm
ermittelt, was umgerechnet auf eine klinisch relevante Strahlzeit von ca. vier bis fünf
Sekunden eine Strahlenbelastung von 2,5 mGy x cm bedeuten würde.
Daraus kann gefolgert werden, dass bezüglich der Schraubenstudie die CT und der Iso-C 3D
in einer 190° Einstellung im langsamen Modus gleichwertige Resultate zeigen und demnach
eine postoperative CT entfallen könnte. Allerdings verbessert der Iso-C 3D nicht die Präzision
der Implantatkontrolle im Vergleich zur konventionellen Radiographie.
6 ZUSAMMENFASSUNG 126
Der Einsatz des Iso-C 3D für alle vier möglichen Einstellungen bedeutet eine niedrigere
Strahlenbelastung für den Patienten als eine Standard-CT. Zwar wäre ein Iso-C 3D Scan im
schnellen Modus eine tendenzielle Wenigerbelastung für den Patienten, dennoch zeigten die
Scans bezüglich des Repositionsergebnis im langsamen Modus eine höhere Präzision und
Vergleichbarkeit mit der CT. Der Iso-C 3D verbesserte die Präzision der
Repositionsabschätzung in einem Frakturmodell am Beispiel des Tibiaplateau verglichen mit
der konventionellen Radiographie. Dennoch liefert die postoperative CT in Bezug auf die
Repositionskontrolle die präziseren Ergebnisse, geht jedoch mit einer höheren
Strahlenbelastung einher als der Iso-C 3D. Somit gilt es den intraoperativen Nutzen des Iso-C
3D individuell gegenüber der postoperativen CT abzuwägen, wobei hinsichtlich
gesundheitlicher Aspekte der Iso-C 3D Scan zur Repositionskontrolle die bessere bildgebende
Methode darstellt.
127 7 SUMMARY
Katharina Christine Klingler
Improved intra-operative reduction control using a three-dimensional mobile image
intensifier – A cadaver study in the proximal tibia.
7 SUMMARY
The aim of this study was to evaluate whether the new invented intra-operative three-
dimensional image intensifier (Iso-C 3D, Siemens, Erlangen, Germany) can improve the
control of an articular step as well as the positioning of an implant in comparison to the two-
dimension conventional radiography and if it shows a comparable precision to computer
tomography scans (CT).
Twelve formalin fixed human cadaver knees were used for the study. A cylinder was removed
in the medial plateau of the tibia to simulate an articular step and a screw was drilled in the
lateral plateau of the tibia in direction of the length axis to simulate a misplacing screw. The
adjustments were performed on the basis of a randomized protocol that was created before.
Five different operation rounds were performed per knee that combined five different
reduction levels of the cylinder (-2 mm; -1 mm; 0 mm; +1 mm; +2 mm) with each one of the
following settings of the screw (-2 mm; -1 mm; 0 mm; +1 mm; +2 mm). CT scans,
conventional two-dimensional radiography images and three-dimensional intensifier images
with the Iso-C 3D, (Siemens, Erlangen, Germany) in different angles and at different speed
(I190L, I190S, I120L, I120S) were done for the five different reduction and screw levels in all
knees. The result was 330 images, which were assessed by three observers three times in a
row with a minimum of three days between each assessment. The observers estimated the
amount of malreduction with null as the exact reduction and screw level. The differences
between the given steps / screw levels and the estimated steps / screw levels were used for
statistical analysis. In addition, the radiation doses were calculated for each of the six different
imaging methods and compared.
7 SUMMARY 128
Regarding the results of the images of the screw implantation independent of the reduction
level the conventional two-dimensional radiography showed the smallest difference (0,554
mm) between given and estimated level of the screw. This imaging showed better precision
than the CT and the Iso-C 3D– Scan. The CT with 0,632 mm (p>0,05) and the Iso-C 3D with
0,664 mm (p>0,05) in an angel of 190 degrees and slow scan protocol showed comparable
values.
Compared with this the results of the step study, also independent of the reduction levels,
represent a better precision of the CT and the Iso-C 3D in all angels and speed possibilities
compared to the two-dimension conventional radiography. The CT showed the smallest
difference (0,33 mm, with p>0,05), the Iso-C 3 D difference values were comparable to those
(I190L, 0,377 mm, p>0,05 and I120L, 0,407, p>0,05). But the radiography values results in
the highest difference of 0,761 mm.
The radiation described by the dose-length-product (DLP) showed in these imaging methods
the highest exposure caused by the standard-CT (131 mGy x cm). The Iso-C 3D had lower
values in all used four possibilities, in which the highest exposure was carried out by the 190°
slow scan (22,74 mGy x cm). The conventional radiography showed a radiation dose of 2,5
mGy x cm, calculated by a value of 28,7 mGy x cm per minute.
Due to these results it can be supposed that concerning the screw implanation the CT and the
three dimensional mobile intensifier (Iso-C 3D) with the 190° slow protocol show comparable
results. Because of that the post-operative CT could be dropped. Nevertheless the three
dimensional image intensifier Iso-C 3D did not improve the precision of implantat control
compared to the two-dimension conventional radiography. The radiation exposure of all four
three dimensional mobile intensifier Iso-C 3D –Scans were lower than those of CT scans. The
Iso-C 3D with fast scan protocol showed a tendency of less radiation exposure for the patient
but slow scan protocol meant higher precision and better comparison to CT regarding the step
study. The three dimensional mobile intensifier (Iso-C 3D) improved the precision of
reduction assessment in a fracture model of the tibia plateau compared to two-dimension
conventional radiography. Nevertheless the CT-Scan should remain the standard for post-
129 7 SUMMARY
operative assessment of reduction because of the more precise results, but even shows a
higher radiation exposure for the patient. Consequently it should be weighed up the efficiency
of the Iso-C 3D (intra-operative) contra the CT (post-operative). Concerning the health of the
patient the Iso-C 3D-scan is the better imaging method for reposition control.
8 LITERATURVERZEICHNIS 130
8 LITERATURVERZEICHNIS
ALEXANDER , J.W. (1982):
Tibial fractures and their management .
Cont. Educat. 78, 79-87
ANDRIACCHI, T.P., T.S. STANWYCK u. J.O. GALANTE (1986):
Knee biomechanics and total knee replacement.
J Arthroplasty. 1, 211-219
ANDRIACCHI, T.P., u. E.J. ALEXANDER (2000):
Studies of human locomotion: past, present and future.
J Biomech. 33, 1217-1224
AUBRIOT, J.H. (1998):
Post - traumatic knee degeneration.
Rev Prat. 48 (16), 1799-1804
BAI, B., K.J. KUMMER, D.A. SALA, K.J. KOVAL u. P.R. WOLINSKY (2001);
Effect of Articular Stepp-off and Meniscectomy on Joint Alignment and Contact
Pressures for Fractures of the Lateral Tibial Plateau.
Journal of Orthopaedic Trauma. 15 (2), 101-106
BALLMER, F.T., u. H.P. NÖTZLI (1998):
Behandlungskonzept bei komplexen Tibiakopffrakturen.
Swiss Surg. 6, 288-295
BARTH, R. (1990) :
Die polytraumatisierte Katze.
Kleintier-Prax. 35, 321-330
131 8 LITERATURVERZEICHNIS
BAUER, G.C., J. INSALL u. T. KOSHINO (1969):
Tibial osteotomy in gonarthrosis (osteo-arthritis of the knee).
J Bone Joint Surg [Am]. 51, 1545-1563
BENNETT, W.F. u. B. BROWNER (1994) :
Tibial plateau fractures : a study of associated soft tissue injuries.
J Orhop Trauma. 8, 183-188
BLASER, P.F., S. WICKY, O. HUSMANN, R.A. MEULI, P.F. LEYVRAZ (1998):
Value of 3D CT in diagnosis, treatment of fractures of the tibial plateau.
Swiss. Sur. 4, 180-186
BLOKKER, C.P., C.H. RORABECK u. R.B. BOURNE (1984):
Tibial plateau fracutres: An analysis of results of treatment in 60 patients.
Clin Orthop. 182, 193-199
BOEHLER, L. (1958) :
Die Technik der Knochenbruchbehandlung.
12./13. Aufl. Maudrich, Wien München Bern
BOONE, E.G., A.L. JOHNSON, P. MONTAVON u. R.B. HOHN (1986):
Fractures of the tibial diaphysis in dogs and cats.
J.Am. Vet. Med. Assoc. 188, 41-45
BORRELLI ,J., C. GOLDFARB, L. CATALANO u. B.A. EVANOFF (2002):
Assessment of articular fragment displacement in acetabular fractures: a comparison of
computerized tomography and plain radiographs.
J Orthop Trauma. 16, 449-456
8 LITERATURVERZEICHNIS 132
BRINKER, W.D. (1978):
Small Animal Fractures.
East Lansing Michigan, Dpt. of Continuing Education,
Michigan State University
BROWN T.D, D.D. ANDERSON u. J.V. NEPOLA (1988):
Contact stress aberrations following imprecise reduction of simple tibial plateau
fractures.
J Orthop Res. 6, 851-862
BROWN G.A.,M.C. WILLIS, K. FIROOZBAKHSH, A. BARMADA, C.L. TESSMAN
u. A. MONTGOMERY (2000) :
Computed tomography image-guided surgery in complex acetabular fractues.
Clin Orthop. 370, 219-226
BURKHARDT, M., A. GÄNSSLEN, M. UDET u. T. POHLEMANN (2003):
Neue Möglichkeit der Visualisierung von Frakturen mittels CT:
Rekonstruktion 3D-Planungen. Schwierige Gelenkverletzungen -
Modernes Managment verbesserte Bildgebung und Operationsplanung
bei Gelenkverletzungen.
Zentralbl Chir. 128, 34-39
CANIZARES PEREZ ,AC. und B. STALLENBERG (2005):
Magnetic resonance imaging of the infrapatellar fat pad: correlation with patellar
articular cartilage abnormalities.
JBR-BTR. 88 (1), 1-6
133 8 LITERATURVERZEICHNIS
CHAN, P.S., J.J. KLIMKIEWICZ, W.T. LUCHETTI, J.L. ESTERHAI,
J.B.KNEELAND,M.K. DALINKA u. R.B. HEPPENSTALL (1997) :
Impact of CT scan on treatment plan and fracture classifikation of tibial plateau
fracures.
J Orthop Trauma. 11, 484-489
COLE, P.A., M. ZLOWODZKI u. P.J. KREGOR (2003):
Less invasive Stabilization System (LISS) for fractures of the proximal tibia: indications,
surgical technique and preliminary results of the UMC Clinical Trial.
Injury. 34 Suppl 1, 16-29
DELAMARTER, R.B., M. HOHL u. J.R.E. HOPP (1990):
Ligament injuries associated with tibial plateau fractures.
Clin Orthop. 250, 226-233
DICKMANN, J., u. U. GRÜNBERG (1997):
Vergleichende Betachtung der Kniegelenkkinematik und Darstellung des Roll-,
Gleitverhaltens bei Gonarthrose und Knie-TEP.
Dt. Zeischrift f. Sportmedizin 48, 419-425
DING, C., F. CICUTTINI, F. SCOTT, H. COOLEY u. G. JONES (2005):
Association between age and knee structural change: a cross sectional MRI based study.
Ann Rheum Dis. 64 (4), 549-555
DUSTMANN, H.O., u. K.P. SCHULITZ (1975) :
Das Problem der Arthrose nach Schienbeinkopffrakturen.
Chirurg . 46, 358-362
8 LITERATURVERZEICHNIS 134
DUWELIUS, P.J., u. J.F. CONNOLLY (1988):
Closed reduction of tibial plateau fractures. A comparison of functional and
roentgenographic end results.
Clin Orthop. 230, 116-126
EULER, B. (1979) :
Unterarmfraktur bei der Katze. Behandlung und Ergebnisse in den Jahren 1970-1978.
München, Univ., Tierärztl. Fak., Diss.
EULER, E., S. WIRTH, U. LINSEMAIER, W. MUTSCHLER, K.J. PFEIFER u.
A. HEBECKER (2001):
[Comparative study of the quality of C-arm based
3D imaging of the talus].
Unfallchirurg 104 (9), 839-46
EULER, E., S. HEININGS u. T. FISCHER (2002):
Erste klinische Erfahrung mit dem Siremobil Iso C 3D.
electromedica 70 (Heft 1), 64-67
EULER, E., S. HEINING, S. WIRTH, D. KOTSIANOS, U. LINSENMAIER,
K.J. PFEIFER u. W. MUTSCHLER (2003)
3 D-C-Arm-Bildgebung.
Akt Traumatol. 33, 183-190
FEHR, M., I. BEHRENDS u. A. MEYER-LINDENBERG (1996):
Die arthroskopische Untersuchung des Kniegelenkes des Hundes.
Tierärztl. Prax. 24, 137-143
135 8 LITERATURVERZEICHNIS
FISCHBACH, R., A. PROKOP, D. MAINTZ, M. ZÄHRINGER u.
P. LANDWEHR (2000):
Die Magnetresonanztomograhie in der Diagnostik der intraartikulären
Tibiakopffraktur: Stellenwert bei der Frakturklassifikation und Spektrum der
frakturbegleitenden Weichteilverletzungen.
Fortschr Röntgenstr. 172, 597-603
FISCHER, H. (1986) :
Verletzungen des Sprunggelenks bei der Katze. Behandlung und Ergebnisse in den
Jahren 1976-1984.
München, Univ., Tierärztl. Fak., Diss.
FISCHER S., J. FOX, W. DEL PIZZO, M. FRIEDMANN, S. SNYDER u.
R. FERKEL (1991):
Accuracy of diagnoses from magnetic resonance imaging of the knee.
J Bone Joint Surg [AM]. 73, 2-10
FOWBLE, C.D., J.W. ZIMMER u. A.A. SCHEPSIS (1993):
The role of arthroscopy in the assessment and treatment of tibial plateau fractures.
Arthroscopy 9 (5), 584-590
FRIEDL, W., W. RUF u. H. KREBS (1987) :
Korrelationsuntersuchung nach konservativer und operativer
Tibiakopffrakturbehandlung.
Unfallchirurgie 13, 192-206
FUCHS, R. (1978) :
Femurschaftfrakturen bei der Katze-Behandlungen und Ergebnisse in den Jahren 1970-
1977.
München, Univ., Tierärztl, Fak., Diss.
8 LITERATURVERZEICHNIS 136
GAUSEWITZ, S., u. M. HOHL (1986):
The significance of early motion in the treatment of tibial plateau fractures.
Clin. Orthop. 202, 135-138
GEBHARD, F., L. KINZ u. M. ARAND (2000):
Computerassistierte Chirurgie.
Unfallchirurg 103, 612-617
GEBHARD, F., M. KRAUS, E. SCHNEIDER, M. ARAND, L. KINZL, A. HEBECKER,
L. BÄTZ (2003):
Strahlendosis im OP-ein Vergleich computerassistierter Verfahren
Unfallchirurg 106, 492-497
GERICH, T., U. BOSCH, E. SCHMIDT, P. LOBENHOFFER u. C. KRETTEK (2001a):
Kniegelenkendoprothetik nach Tibiakopffrakturen (Mittelfristige Ergebnisse einer
Kohortenanalyse).
Unfallchirurg 104, 414-419
GERICH, T., M. BLAUTH, F. WITTE, P. LOBENHOFFER u. C. KRETTEK (2001b):
[Osteosynthesis of fractures of the head of the tibia in advanced age.
A matched-pair analysis].
Unfallchirurg 104 (1), 50-56
GORSCHWESKY, D.M.O. (2001a):
Aufbau des Kniegelenkes.
www. sportortho.ch/bereiche/operativ/so_achillessehnenruptur 1.htm.
GORSCHEWSKY, D.M.O. (2001b):
Entstehung der Arthrose.
www.sportortho.ch/bereiche/operativ/so_achillessehnenruptur 1.htm.
137 8 LITERATURVERZEICHNIS
GRUNER, A., T. HOCKERTZ u. H. REILMANN, (2000):
[Proximal tibial fractures].
Unfallchirurg 103 (8), 668-84
HACKL, W., J. RIEDL, M. REICHKENDLER, KP. BENEDETTO, M. FREUND u. R.
BALE (2000) :
Die präoperative computertomographische Abklärung bei Tibiakopffrakturen.
Unfallchirurg. 104, 519-523
HACKL, W., J. RIEDL, M. REICHENKENDLER, K.P. BENEDETTO, M. FREUND u.
R. BALE (2001):
[Preoperative computerized tomography diagnosis of fractures of the
tibial plateau].
Unfallchirurg 104 (6), 519-523
HEILAND, M., D. SCHULZE, G. ADAM u. R. SCHMELZLE (2003):
3D-imaging of the facial skeleton with an isocentric mobile C-arm
system (Siremobil Iso-C3D).
Dentomaxillofac Radiol. 32 (1), 21-25
HEILAND, M., D. SCHULZE, S. FLINZBERG, H. THURMANN, U. ROTHER u.
R. SCHMELZLE (2004):
Strahlenexposition und dreidimensionale Darstellungsmöglichkeit des SIREMOBILE
Iso-C 3D zur Planung chirurgischer Zanhsanierung.
Mund Kiefer Gesichts Chir. 8, 35-40
HERMANN, G. (1980):
Image reconstructions from projections: the fundamentals of
computerized tomography.
Academic Press, New York
8 LITERATURVERZEICHNIS 138
HERTEL, P. (1997):
Tibiakopffrakturen.
Unfallchirurg 100, 508-523
HILL, P.W.G. (1977):
A survey of bone fractures in the cat.
J. Small Anim. Pract. 18, 457-463
HOHL, M. (1967):
Tibial condylar fractures.
J Bone Joint Surg Am. 49 (7), 1455-1467
HONKONEN, S.E., u. M.J. JARVINEN (1992):
Classification of fractures of the tibial condyles.
J Bone Joint Surg Br. 74 (6), 840-847
HONKONEN, S.E. (1994):
Indications for surgical treatment of tibial condyle fractures.
Clin Orthop. 302, 199-205
HONKONEN, S.E. (1995):
Degenerative arhtiris after tibial plateau fractures.
J Orthop Trauma 9 , 273-277
HÜBENER, K.H. (1985):
Röntgen: wie? wann?-Band VI: Computertomographie des Körperstammes.
Georg Thieme Verlag, Stuttgart
HUNT, J.M., M.L. AITKEN , H.R. DENNY u. C. GIBBS (1980):
The complications of diaphysela fractures in dogs: a review of 100 cases.
J. Small Animal Pract. 21 , 103-119
139 8 LITERATURVERZEICHNIS
JENSEN, D.B., C. RUDE, B. DUUS et al. (1990):
Tibial plateau fractures. A comparison of conservative and surgical treatment.
J Bone Joint Surg Br. 72, 49-52
JUNG, T., M. RODRIGUEZ, N.AUGUSTINY, N. FRIEDERICH u.
G. VON SCHULTHESS (1988):
1,5-T-MRI, Arthrographie und Arthroskopie in der Evaluation von Knieläsionen.
Fortschr Röntgenstr. 148, 390-393
KALENDER, W.P., W. SEISSLER, E. KLOTZ u. A. VOCK (1990a):
Spiral volumetric CT with single-breath-hold technique, continuouus transport and
continuous scanner rotation.
Radiology 176 , 181-183
KALENDER, W. P., A. VOCK, A. POLACIN u. M. SOUCEK (1990b):
Spiral CT: a new technology for volumetric scans. I. Basic principles and methodology.
Roentgenpraxis 43 , 323-330
KETTELKAMP, D.B., B. M. HILLBERRY, D.E. MURRISH u. D.A. HECK (1988):
Degenerative arthritis of the knee secondary to fracture malunion.
Clin Orthop. 234, 159-169
KIM, H., RR PELKER, DH. GIBSON, JF. IRVING u. K. LYNCH (1997):
Rollback in Posterior Ligament-retraining Total Knee Arhtrplasty.
J Arthroplasty 12, 553-561
KÖSTLIN, R. G. (1973):
Kniegelenk(nahe) Frakturen des Femur bei Hund und Katze-
Behandlung und Ergebnis in den Jahren 1970-1972.
München, Univ., Tieärztl. Fak., Diss.
8 LITERATURVERZEICHNIS 140
KOLATA, R.J., u. D.E. JOHNSTON (1975):
Motor vehicle accidents in urban dogs, as study of 600 cases.
J. Am. Vet. Med. Assoc. 167, 938-941
KOTSIANOS, D., C. ROCK, E. EULER, S. WIRTH, U. LINSENMAIER, R. BRANDL,
W. MUTSCHLER u. K.J. PFEIFER (2001):
[3-D imaging with a mobile surgical image enhancement equipment (ISO-C-3D). Initial
examples of fracture diagnosis of peripheral joints in comparison with spiral CT and
conventional radiography].
Unfallchirurg 104 (9), 834-838
KOTSIANOS, D., C. ROCK, W. WIRTH, U. LINSENMAIER, R. BRANDL, T.
FISCHER, E. EULER u. W. MUTSCHLER (2002):
[Detection of tibial condylar fractures using 3D imaging with a
mobile image amplifier (Siemens ISO-C-3D): Comparison with plain films and spiral
CT].
Rofo Fortschr Geb Rontgenstr Neuen Bildgeb Verfahr. 174 (1), 82-87
KOTSIANOS, S., T. FISCHER, E. EULER, C. ROCK , U.LINSENMAIER,
K.J. PFEIFER u. M. REISER (2004):
3D imaging with an isocentric mobile C-arm. Comparison of image quality with spiral
CT [In Process Citation].
Eur Radiol. 14 (9), 1590-1595
KOTTER, A., u. A. RÜTER (1997):
Tibiakopffrakturen
Der Unfallchirurg 100, 742-749
KRACKHARDT, T., C. EINGARTNER u. K. WEISE (2002):
Grundlagen und Methoden der konservativen Fakturbehandlung.
Orthopäde 31 (2), 223-233
141 8 LITERATURVERZEICHNIS
KRETTEK, C., P. SCHANDELMAIER, M. RICHTER u. H. TSCHERNE (1998):
Distale Femurfrakturen.
Swss. Surg. (6), 263-278
KUONG , S.J., DS. WILLIAMSON, N.D. BAKER, J.L. SOSMAN, R.D. NAWFEL,
M.G. WILSON u. B.N. WEISSMANN (1999):
Comparison of polytomography and computed tomography for fracture asseesment .
Skelet Radiol. 28, 330-333
LACHIEWICZ, P.F., u. T. FUNCIK (1990):
Factors influencing the results of open reduction und internal fixation of tibial plateau
fractures.
Clin Orthop. 259, 210-215
LAND, B. (1981):
Unterschenkelfraktur bei der Katze. Behandlung und Ergebnisse
in den Jahren 1970-1980.
München , Univ., Tierärztl. Fak., Diss.
LANSINGER, O., B. BERGMANN, L. KORNER u. G.B. ANDERSSON (1986):
Tibial condylar fractures. A twenty-year follow up.
J Bone Joint Surg [Am]. 68, 13-19
LEIGHTON, R.L., u. J. TAYLOR (1983):
Avulsion of the tibial tubercle in a cat.
Vet. Med.Small Anim. Clin. 3, 353-355
LINSENMAYER U., C. ROCK, E. EULER, S. WIRTH, R. BRANDL, D. KOTSIANOS,
W. MUTSCHLER u. K.J. PFEIFER (2002):
Three -dimensional CT with a Modified C-Arm Image Intensifier: Feasibility
Radiology 224, 286-292
8 LITERATURVERZEICHNIS 142
LIOW, R.Y., P.D. BIRDSALL, B. MUCCI u. M.E. GREISS (1999):
Spiral computed tomograhpy with two- and three dimensional reconstruction in the
management of tibial plateau fractures.
Orthopedics 22, 929-932
LOBENHOFFER, P. (1997):
Miniinvasive Kniegelenkschirurgie.
Zentralbl Chir. 122, 974-985
LOBENHOFFER, P., M. SCHULZ, T. GERICH ,C. LATTERMANN u.
H. TSCHERNE (1999):
Closed reduction/percutaneous fixation of tibial plateau fractures: arthroscopic versus
flouroscopic control of reduction.
Orthop. Trauma. 13 (6), 426-431
LORETTA, J., L.J. BUBENIK, S.A. JOHNSON, M.M. SMITH, R.D. HOWARD u .
R.V. BROADSTONE (2002):
Evaluation of Lameness Associated With Arthroskopy and Arthotomy of the Normal
Canine Cubital Joint.
Vet Surg. 31 (1), 23-31
MACKENZIE, R., CR. PALMER, DJ. LOMAS u. AK. DIXON (1996):
Magnetic resonance imaging of the knee:diagnostic performance studies.
Clin Radiol. 51, 251-257
MAYRHOFER, E., u. W. HENNINGER (1995):
Computertomographie in der Veterinärmedizin.
Veterinärspiegel 1, 14-22
143 8 LITERATURVERZEICHNIS
MAYR, E., H. HÄUSER, A. RÜTER u. K. BOHNDORF (1999):
Minimal-invasive, intraoperative CT-gesteuerte Korrektur einer
Kalkaneusosteosynthese.
Unfallchirurg 102 , 239-244
McENERY, K.W., A.J. WILSON, T.K. PILGRAM, W.A. MURPHY u.
M.M. MARUSHACK (1994) :
Fractures of the tibial plateau. Value of spiral CT coronal plane reconstructions of
detecting displacement in vitro.
Am J Roentgenol . 163, 1177-1181
MESSMER, P., B. BAUMANN, N. SUHM u. A.L. JACOB (2001):
Navigationsverfahren für die bildgesteuerte Therapie - ein Überblick.
Fortschr Röntgenstr. 173 , 777-784
MEYER, J. (1977) :
Unterarmfrakturen des Hundes - Behandlung und Ergebnis (1979-1974).
München, Univ. Tierärztl. Fak., Diss.
MOED, B.R., S.E. CARR, K.I. GRUSON, J.T. WATSON u. J.G. CRAIG (2003):
Computed tomographic assessment of tibia fractures of the posterior wall of the
acetabulum after operative treatment.
J Bone Joint Surg Am. 85, 512-522
MOORE, T.M., u. J.P. HARVEY (1974):
Roentgenographic measurements of tibial-plateau depression due to fractures.
J Bone Joint Surg [Am]. 561, 155-160
MOORE, TM (1981):
Fracture-dislocation of the knee.
Clin Orthop. 156, 128-140
8 LITERATURVERZEICHNIS 144
MOSHER TJ., BJ. DARDZINSKI (2004):
Cartilage MRI T2 relaxation time mapping: overview and applications.
Sermin Musculoskelet Radiol 8 (4); 333-368
MÜLLER, M.E., M. ALLGÖWER, R. SCHNEIDER u. H. WILLENEGGER (1977):
Manual der Osteosynthese. 4. Aufl.
Verlag Springer, Berlin, Heidelberg, New-York
MÜLLER, W. (1982):
Das Knie , Form, Funktion und ligamentäre Wiederherstellungschirurgie.
Springer Verlag, Berlin, Heidelberg, New York
MÜLLER, M., S. NAZARIAN u. P.KOCH (1987):
AO Classification of the fractures.
Springer Verlag , Berlin, Heildelberg, New York, Tokyo, S. 148-155
MUGGLER, E. (1975):
Late results of 255 surgically treated tibial-head fractures.
Hefte Unfallheilk. 126, 312-315
MUNK B., F. MADSEN, E. LUNDORF, H. STAUNSTRUP, S.A. SCHMIDT, L.
BOLVIG, M.B. HELLFRITZSCH u. J. JANSEN (1998):
Clinical magnetic resonance imaging and arthroscopic findings in knees : a comparative
prospective study of meniscus, anterior cruciate ligament and cartilage lesions.
Arthroscopy 14, 171-175
NEWBERG, A.H., u. R. GREENSTEIN (1978):
Radiographic evaluation of tibial plateau fractures .
Radiology. 1262, 319-323
145 8 LITERATURVERZEICHNIS
OHDERA, T., M. TOKUNAGA, S. HIROSHIMA, E. YOSHIMOTO, J. TOKUNAGA u.
A. KOBAYASHI (2002):
Arthroscopic managment of tibial plateau fractures- comparison with open reduction
method.
Arch Orthop Trauma Surg. 123 (9), 489-493
PFEIFFER, C. (1977):
Unterschenkelfrakturen beim Hund. Behandlung und Ergebnisse in den Jahren 1979-
1974.
München, Uni., Tierärztl. Fak., Diss.
PHILIPPS, I..R. (1979):
A survey of bone fractures in the dog and cat.
J. Small Anim. Pract. 20, 661-674
PROKOP, A., R. FISCHBACH, C. BURGER u. U. HAHN (2001):
[Diagnosis of intra-articular fracture of the head of the tibia.
A prospective comparative study].
Unfallchirurg 104 (2) ,131-137
RADON, J. (2001):
Über die Bestimmung von Funktionen durch ihre Integralwerte längs
gewisser Mannigfaltigkeiten.
Sächsische Akademie der Wissenschaften 69, 262 - 277
RAFII, M., J.G. LAMONT u. H. FIROOZNIA (1987):
Tibial plateau fractures: CT evaluation and classification.
Crit Rev Diagn Imaging. 272, 91-112
8 LITERATURVERZEICHNIS 146
RASMUSSEN, P.S. (1973):
Tibial condylar fractures. Impairment of knee joint stability as an indication for
surgical treatment.
J Bone Joint Surg [Am]. 55, 1331-1350
ROBINSON, G. W. (1976):
The high rise trauma syndrome in cats.
Feline practice 9, 40-48
ROCK, C., U. LINSENMAIER, R. BRANDL , D. KOTSIANOS, S. WIRTH, R.
KALTSCHMIDT, E. EULER, W. MUTSCHLER, K.J. PFEIFER (2001):
[Introduction of a new mobile C-arm/CT combination equipment (ISO-C-3D). Initial
results of 3-D sectional imaging].
Unfallchirurg 104 (9), 827-33
ROCK,C., D. KOTSIANOS, U. LINSENMAIER, T. FISCHER, R. BRANDL, F. VILLI,
S. WIRTH, R. KALTSCHMIDT, E. EULER, K.J. PFEIFFER u. M. REISER (2002):
[Studies on image quality, high contrast resolution and dose for the axial skeleton and
limbs with a new, dedicated CT system (ISO-C-3 D)].
Rofo Fortschr Geb Rontgenstr Neuen Bildgeb Verfahr. 174(2), 170-176
RÖNTGEN, C. (1895):
Vorläufige Mitteilung über eine neue Art v. Strahlen.
Physikalisch medizinische Gesellschaft v. Würzburg
SCHANDELMAIER, P., C. STEPHAN, C. KRETTEK u. H. TSCHERNE (2000):
Distale Femurfrakturen
Unfallchirurgie 103 , 428-436
147 8 LITERATURVERZEICHNIS
SCHANDELMAIER, P., T. GÖSSLING, A. PARTENHEIMER u.C. KRETTEK (2002):
[Distal fractures of the femur].
Chirurg 73 (12), 1221-1233
SCHATZKER , J., R. McBROOM u. D. BRUCE (1979):
The tibial plateau fractures. The Toronto experience 1968-1975.
Clin Orthop. 38 , 94-104
SCHEBITZ,H., B. VOLLMERHAUS, L. BRUNNBERG, U. MATIS, H. ROOS,
H. WAIBL u. R. KÖSTLIN (1981)
Zur Frakturbehandlung beim jungen Hund.
Kleintier-Prax. 26, 63-72
SCHEERLINK, T., C.S. N.G, F. HANDELBERG u. P.P. CASTELEGU (1998):
Medium-term results of percutaneous, arthroscopically-assisted osteosyntheses of
fractures of the tibial plateau.
J Bone Joint Surg Br. 80 , 959-964
SCHIEBLER, TH., W. SCHMIDT u. K. ZILLES (1995):
Anatomie. 6 ed.
Berlin Heidelberg, New York, Springer Verlag
SCHILD, H., H.A. MULLER u. W. MENKE (1983):
Fractures of the head of the tibia - an indication for CT?
Rofo. 139 (2), 135-142
SCHLEGEL, W., u. J. BILLE (2002):
Physikalische Grundlage der Röntgendiagnostik.
Springer Verlag Berlin Heidelberg New York, S.162-163
8 LITERATURVERZEICHNIS 148
SCHRÖDER, R. J., D.H. BOACK, S.J. NEKWASIL, P. MARTUS, N.P. HAAS, R.
FELIX u. N. HIDAJAT (2005):
Diagnostische Wertigkeit der MR-tomographischen Knorpelläsionsdarstellung im
Vergleich mit der intraoperativen Arthroskopie bei Calcaneusfrakturen.
Fortschr Röntgenstr. 177, 367-374
SEEDHOM B.,T. TAKEDA, T. TSUBUKU, et al. (1979):
Mechanical factors and patellofemoral osteoarthritis.
Ann Rheum Dis. 38 ,307-318
SIEME, M. (1990):
Dokumentationsanalyse von Unterschenkelfrakturen bei Hund und Katze in den Jahren
1985-1990.
Hannover, Uni., Tierärztl. Fak., Diss.
SIEMENS AG MEDICAL SOLUTIONS:
Henkestr. 127, D-91052 Erlangen, Deutschland
www.SiemensMedical.com
STAIMER, M. S. (1980):
Humerusfrakturen bei der Katze. Behandlung und Ergebnisse in den Jahren 1970-1978.
München, Univ., Tierärztl. Fak., Diss.
STANLEY, R.B. (1999):
Use of intraoperative computed tomography during repair of orbitozygomatic fractures.
Arch Facial Plast Surg. 1 , 19-24
149 8 LITERATURVERZEICHNIS
STEIN (1990):
Dokumentationsanalyse von Femurfrakturen bei Hund und Katze, die in der Klinik für
kleine Haustiere der Tierärztlichen Hochschule Hannover in der Zeit von 1985-1989
behandelt wurden.
Hannover, Tierärztl. Hochsch., Diss.
STROBEL,M., u. H. -W. STEDTFELD (1990):
Diagnostik des Kniegelenkes.
Springer Verlag, Berlin Heidelberg New York., S. 1-25
TALLER, S., P. SUCHOMEL, R. LUKAS u. J. BERAN (2000) :
CT-guided internal fixation of hangman´s fracture.
Eur Spine J. 9, 393-397
THERMANN, H., M. ANSAR u. H. TSCHERNE (1999):
Process fractures. A diagnostic problem in ankle injuries.
Orthopaede 28 (6), 518-528
TROUILLIER, H.-H., M. KRÜGER-FRANKE, C. STRÄHNZ u.
B. ROSENMEYER (1995):
Die operative Behandlung der Tibiakopffraktur.
Akt. Traumatol. 25, 148-152
TSCHERNE, H., M.D., u. P. LOBENHOFFER (1993):
Tibial plateau fractures. Managment and expected results.
Clin. Orthop. and related research. 292, 87-100
UNGER, M., P.M. MONTAVON u. U.F.A. HEIM (1990):
Classification of Fractures of Long Bones in the Dog and Cat:
Introduction and Clinical
Application. V.C.O.T. 3, 41-50
8 LITERATURVERZEICHNIS 150
VAN BREE, H. (1992):
Vacuum phenomenon associated with osteochondrosis of the scapulohumeral joint in
dogs: 100 cases (1985-1991).
J AM Vet Med Assoc. 201 (12), 1916-1917
VAN BREE, H.J., u. B. VAN RYSSEN (1997):
Value of arthoscopy in the diagnosis and treatment of osteochondrosis in dogs.
Tijdschr Diergeneeskd. 122 (24), 710-714
WADDELL, J.P., D.W. JOHNSTON u. A. NEIDRE (1981):
Fractures of the tibial plateau: a review of ninety-five patients and comparison of
treatment methods.
J Trauma. 21(5), 376-381
WALKER, P.S. (1978):
Contact areas and load transmission in the knee.
In: Symposioum on Reconstructive Surgery of the knee (AAOS), ed by Evarts CM. St.
Louis, CV Mosby, S. 26-36
WATSON, J.T. (1994)
High-energy fractures of the tibial plateau.
Orthop Clin North Am. 25, 723-752
WIEDEMANN, M. (1995):
Die Luxationsfraktur des Tibiakopfs. II. Therapeutisches Vorgehen.
Unfallchirurgie 21, 188-197
WITHROW, S.J., M. DE ANGELIS, S. ARNOCZKY u. H. ROSEN (1976):
Treatment of fractures of the tibial tuberosity in the dog.
J. Am. Vet. Med. Assoc. 168, 122-124
151 8 LITERATURVERZEICHNIS
WONG, W.T. (1984):
A survey of fractures in the dog and cat in Malaysia.
Vet. Rec. 115, 273-274
WOLF, K., u. K. BOHNDORF (1997):
[Value of imaging methods in trauma surgery], Wertigkeit
bildgebender Verfahren in der Unfallchirurgie.
Orthopäde. 26 (5), 481-482
ZATZ, L. (1981):
General overview of computed tomography instrumentation.
Radiology of the skull and brain:technical aspect of computed tomography.
St.Louis. S.4025-4057
9 ANHANG 152
9 ANHANG
9.1 Verschlüsslungsliste Knochen Einstellung Schraube Reposition konv. R.Nr. CT Nr. 190°L Nr. 190°S Nr. 120°L Nr. 120°S Nr.
1 1 0 2 57 179 6 92 122 147
1 2 1 0 180 123 82 66 80 65
1 3 -2 -1 83 39 7 166´ 56 91
1 4 -1 -2 121 93 124 26 127 25
1 5 2 1 29 27 165 125 115 79
2 1 2 1 111 119 28 94 24 126
2 2 0 2 88 67 120 146 137 116
2 3 1 -2 5 150 112 2 114 40
2 4 -1 -1 84 113 17 138 166? 117
2 5 -2 0 38 95 118 89 8 90
3 1 -1 1 50 164 1 18 128 175
3 2 0 -2 19 139 145 43 81 167
3 3 2 2 168 47 44 144 30 64
3 4 -2 0 68 163 16 155 129 23
3 5 1 -1 177 140 58 9 96 59
4 1 2 2 10 51 15 154 162 130
4 2 1 1 110 37 85 31 97 98
4 3 -1 -1 32 4 70 161 41 42
4 4 0 -2 109 69 169 178 131 54
4 5 -2 0 170 160 87 71 153 33
5 1 0 -1 100 171 36 152 172 60
5 2 -1 -2 11 132 108 61 78 99
5 3 2 0 141 76 151 3 12 136
5 4 -2 1 134 45 176 142 63 22
5 5 1 2 75 101 13 107 86 77
6 1 -2 -1 157 14 73 35 143 49
6 2 0 0 148 21 133 72 55 34
6 3 1 -2 62 74 158 173 135 48
6 4 -1 1 20 104 103 52 105 53
6 5 2 2 102 149 159 106 174 156
8 1 2 1 291 299 208 274 204 306
8 2 0 2 268 247 300 326 317 296
8 3 1 -2 185 330 292 182 294 220
8 4 -1 -1 264 293 197 318 346 297
8 5 -2 0 218 275 298 269 188 270
153 9 ANHANG
Knochen Einstellung Schraube Reposition konv. R.Nr. CT Nr. 190°L Nr. 190°S Nr. 120°L Nr. 120°S Nr.
9 1 -1 1 230 344 181 198 308 355
9 2 0 -2 199 319 325 223 261 347
9 3 2 2 348 227 224 324 210 244
9 4 -2 0 248 343 196 335 309 203
9 5 1 -1 357 320 238 189 276 239
10 1 2 2 190 231 195 334 342 310
10 2 1 1 290 217 265 211 277 278
10 3 -1 -1 212 184 250 341 221 222
10 4 0 -2 289 249 349 358 311 234
10 5 -2 0 350 340 267 215 333 213
11 1 0 -1 280 351 216 332 352 240
11 2 -1 -2 191 312 288 241 258 279
11 3 2 0 321 256 331 183 192 316
11 4 -2 1 314 225 356 322 243 202
11 5 1 2 255 281 193 287 266 257
12 1 -2 -1 337 194 253 251 323 229
12 2 0 0 328 201 313 252 235 214
12 3 1 -2 242 254 338 353 315 228
12 4 -1 1 200 284 283 232 285 233
12 5 2 2 282 329 339 286 354 336
10 DANKSAGUNG 154
10 DANKSAGUNG
Für die Betreuung des von der MHH gestellten Themas sowie für die jederzeit gewährte
Unterstützung bezüglich Problemen und Fragestellungen möchte ich Herrn Prof. Dr. M. Fehr
herzlichst danken.
Dr. PD. T. Hüfner für die freundliche Aufnahme ins Laborteam der Unfallchirurgie.
Weiterhin gilt mein Dank meinem Betreuer Dr. Thomas Gösling, der die durchzuführenden
Operationen am Knie mit mir gemeinsam vornahm und mir für alle Fragen mit Rat und Tat
zur Seite stand.
Jens Geerling, Dr. Ferdinand Rücker, Dr. Tokohiko Abe für die zeitaufwendige Auswertung
der Bilder.
Dem gesamten Laborteam.
Herrn Kohne für die Betreuung und Lagerung meiner Kniekadaver.
Bei allen Freunden die mich durch Optimismus und Zuspruch unterstützt haben.
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