Optimierung minimal-invasiver Operationen durch den ... fileAus der Klinik für kleine Haustiere der Tierärztlichen Hochschule Hannover und der unfallchirurgischen Abteilung der Medizinischen

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

Gewidmet meinen treusorgenden Eltern

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

OP Operation

S. Seite

s Sekunde

u.a. unter anderem

2D Zweidimensional

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 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 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.


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


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).


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).


2.2 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).


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


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


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)


2.2.2 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


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


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


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).


Abbildung 3: Tibia / Fibula Frakturen (UNGER et al. 1990)


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


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


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).


2.4.3 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


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


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


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


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).


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


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.


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


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)


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


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).


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


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


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).


2.5.2 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


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).


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%).


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


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.


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).


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


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.


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).


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.


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.


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.


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,


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).


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


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).


3.9 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


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)



im lateralen Tibiaplateau beträgt -2 mm (roter Pfeil).

4.) I120S (am Beispiel Schraube –2 mm, Bild Nr. 270)


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


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)


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)


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


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


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


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


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


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




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



4 ERGEBNISSE 86


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



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




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


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


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


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


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


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


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:


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



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


B.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition –1 mm:


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



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


4 ERGEBNISSE 96

C.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition 0 mm:


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



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


D.) Mehrfachvergleich bei Stufenposition +1 mm:


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



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:


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



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


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


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


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.

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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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Optimierung minimal-invasiver Operationen durch den ... fileAus der Klinik für kleine Haustiere der Tierärztlichen Hochschule Hannover und der unfallchirurgischen Abteilung der Medizinischen