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Aus der Zahnklinik 2 - Zahnärztliche Prothetik
der
Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg
Direktor: Prof. Dr. M.G. Wichmann
Untersuchung zur Bestimmung der Knochendichte
in der zahnärztlichen Implantologie
Inauguraldissertation
zur Erlangung der Doktorwürde
der Medizinischen Fakultät
der Friedrich-Alexander-Universität
Erlangen-Nürnberg
vorgelegt von
Nina Oeßelmann
aus
Bremen
Gedruckt mit Erlaubnis der
Medizinischen Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität
Erlangen-Nürnberg
Dekan: Prof. Dr. med. Dr. h. c. J. Schüttler
Referent: PD Dr. med. dent. Dr. phil. S.M. Heck-
mann
Korreferent: Prof. Dr. med. dent. M.G. Wichmann
Tag der mündlichen Prüfung: 08.04.2010
Inhaltsverzeichnis
Zusammenfassung 1
Summary 3
1. Einleitung 5
1.1 Zahnärztliche Implantate 5
1.2 Knochen als Grundlage der Implantologie 5
1.3 Bohrwiderstand 10
1.4 Radiologische Beurteilung 11
1.5 Implantatstabilität 16
1.6 Druckversuche 19
1.7 Ziel der Studie 21
2. Material und Methode 22
2.1 Knochen-Dehn-Sonde 22
2.1.1 Aufbau 22
2.1.2 Aufbau des Spreizelements 24
2.1.3 Kalibrierung des Spreizelements und der Messuhr 26
2.2 Biomechanische Testmaterialien - Sawbones 27
2.2.1 Spongiöses Knochenimitat: Solid Rigid Polyurethan Foam 28
2.2.2 Spongiöses Knochenimitat: Cellular Rigid Polyurethan Foam 28
2.3 Herstellung der Proben 29
2.4 Durchführung der Messungen 32
2.5 Auswertung 33
3. Ergebnisse 34
3.1 Cellular Rigid Polyurethan Foam 10 pcf 34
3.2 Cellular Rigid Polyurethan Foam 20 pcf 35
3.3 Solid Rigid Polyurethan Foam 10 pcf 36
3.4 Solid Rigid Polyurethan Foam 20 pcf 37
3.5 Solid Rigid Polyurethan Foam 40 pcf 38
3.6 Statistische Analyse 39
3.6.1 Regressionsmodell für die Abhängigkeit von Kraft
und Durchmesser 39
3.6.2 Kovarianzanalyse 40
4. Diskussion 44
5. Literaturverzeichnis 47
6. Anhang 53
1
Zusammenfassung Hintergrund und Ziele Bei der prothetischen Versorgung von fehlenden Zähnen gewinnen implan-tat-prothetische Lösungen einen immer höheren Stellenwert. Um die Im-plantation durchzuführen, bedarf es hinsichtlich der erforderlichen Primär-stabilität einer Einschätzung der Knochendichte im Implantatbett. Dies kann zurzeit durch das Anfertigen einer Computertomographie-Aufnahme erfol-gen oder intra operationem durch subjektive Erfassung des Bohrwiderstan-des. In der vorliegenden in vitro-Studie wurde geprüft, ob der vorliegende Prototyp der Knochen-Dehn-Sonde in der Lage ist, künstliche Knochenma-terialien verschiedener Dichte zu unterscheiden. Methoden Die Knochen-Dehn-Sonde ist mit einem Spreizelement ausgestattet, das aus einem metallischen Zylinder besteht, der in sechs Segmente unterteilt ist und im Zentrum einen Konus aufweist. Durch Ziehen an dem Konus kann der Durchmesser des Spreizelements vergrößert werden. Die Unter-suchung erfolgte an fünf als Sawbones bezeichneten Knochenersatzmate-rialien, die aus polymerem Schaummaterial bestehen. Anhand der unter-schiedlichen Struktur und Dichte waren die Prüfmaterialien wie folgt be-zeichnet: 10 pcf Cellular Rigid Polyurethan Foam, 20 pcf Cellular Rigid Po-lyurethan Foam sowie 10 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam, 20 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam und 40 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam. Die Probengröße betrug 50mm x 50 mm x 40 mm. Im Zentrum jeder Probe wurde mithilfe eines Trepanbohrers eine zylindrische Bohrung mit dem In-nendurchmesser von 9,81 mm vorgenommen. Man brachte die Knochen-Dehn-Sonde in die zylindrische Bohrung ein und dehnte anschließend das Spreizelement auf. Dabei entstand eine nach außen, auf das umgebende künstliche Knochenmaterial gerichtete Kraft. Diese Kraft wurde an sieben aufsteigenden Durchmesserwerten des Spreizelements gemessen. Ein Regressionsmodell wurde für die Abhängigkeit der Kraft auf den Durch-messer des Spreizelements erstellt. Um festzustellen, ob die Knochen-Dehn-Sonde in der Lage ist, die verschiedenen Dichten des künstlichen Knochenmaterials zu unterscheiden, wurde eine Analyse der Kovarianz durchgeführt. Ergebnisse und Beobachtungen Mithilfe der Knochen-Dehn-Sonde konnten die untersuchten Testmateria-lien eindeutig unterschieden werden. Die Untersuchung des 10 pcf Cellular Rigid Polyurethan Foam lieferte Maximalwerte von 144,3 N. Bei den Sawbones 20 pcf Cellular Rigid Polyurethan Foam wurde die in der vorlie-genden Studie messbare Maximalkraft von 200 N erreicht, bevor das Spreizelement bis auf seinen Maximaldurchmesser geöffnet werden konn-te. Das künstliche Knochenmaterial 10 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam lieferte Kraftwerte von maximal 134,8 N, 20 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam maximal 198,9 N und 40 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam erreichte die Maximalkraft von 200 N schon vor Erreichen der maximalen Öffnung des Spreizelementes.
2
Praktische Schlussfolgerungen Als nächster Schritt müsste eine angemessene Dimensionierung der Kno-chen-Dehn-Sonde vorgenommen werden. Diese Möglichkeit der Knochen-dichtebestimmung könnte in der Praxis eine hilfreiche Unterstützung bei der Planung einer Implantatversorgung sein. Die Strahlenbelastung, welche bei der Computer-Tomographie entsteht, könnte vermieden werden. Daneben stellt die Knochen-Dehn-Sonde auch eine weitaus objektivere Methode der Bestimmung von Knochendichte dar als die rein subjektive Erfassung des Bohrwiderstandes. Als Endziel der Studie wäre denkbar, dass mittels der Bestimmung der Knochendichte durch die Knochen-Dehn-Sonde eine Ein-teilung in Knochenklassen vorgenommen werden kann. Diese Einteilung könnte als prognostischer Faktor für die Implantatplanung und - einheilung verwendet werden.
3
Summary Objective Implant supported prosthetic superstructures are getting more and more important in restorative therapy. It is beneficial to the implantation to obtain information about bone density and bone quality of the implant site in order to estimate primary stability. At present, bone density is evaluated by using computer tomography or during surgery by registration of drilling resistance. The purpose of this in vitro study was to examine an innovative bone ex-pansion probe for its suitability in differentiating experimental bone materi-als of varying density. Material and methods The measuring probe is a metal cylinder divided into six segments. By straining at the cone, which is located in the centre of the measuring probe, the diameter of the measuring probe increases. Five different types of Sawbone polyurethane foam with different structures were investigated: Cellular Rigid Polyurethan Foam with densities 10 pcf and 20 pcf, furthermore Solid Rigid Polyurethan Foam with densities 10 pcf, 20 pcf and 40 pcf. The specimen size prepared was 50 mm x 50 mm x 40 mm. A centrally-positioned cylinder with a diameter of 9.81 mm was drilled into each specimen with a trepan. The bone expansion probe’s spreading element is inserted into the bur hole. By increasing its diameter an outward-directed force is effective to-ward the wall of the artificial bone material. The force applied was recorded at seven increasing diameters of the spreading element in each sample. A regression model for the dependency of the force on diameter of the ex-pansion probe was set up and analysis of covariance was used to identify differences between the materials tested. Results Using the expansion probe, it was possible to clearly differentiate between the materials tested. Investigation of 10 pcf Cellular Rigid Polyurethan Foam showed a maximum value of 144.3 N. The force results with 20 pcf Cellular Rigid Polyurethan Foam reached the maximum of 200 N before the greatest diameter of the expansion probe could be reached. A maximum force of 134.8 N for the artificial bone material 10 pcf Solid Rigid Polyure-than Foam is detected and a maximum value of 198.9 N for 20 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam is obtained. The densest material 40 pcf Solid Rigid Polyurethan Foam showed a maximum value of 200 N before the greatest diameter of the expansion probe was reached. Conclusions This in vitro study showed that the mechanical measuring probe detects different densities in the test materials. The next step would involve re-designing the probe to reduced size. This alternative in measuring bone density might be helpful in dental implantology. Exposure rates, as it occurs in computertomography can be avoided. Furthermore the measurement with the probe is more objective than specifying the drilling resistance. The final aim might be that the bone expansion probe allows a classification of
4
bone density. This classification could be a prognostic factor for implant planning and healing.
5
1. Einleitung
1.1 Zahnärztliche Implantate
In der heutigen restaurativen Zahnheilkunde spielt die Versorgung von
Zahnverlust mittels osseointegrierten Implantaten eine bedeutende Rolle.
Das zahnärztliche Implantat besteht aus einem alloplastischem Material,
meist Titan, welches in den Alveolarknochen eingebracht wird und als
Grundlage für den später erfolgenden prothetischen Aufbau dient (Misch
1993).
Um eine erfolgreiche Implantatversorgung zu gewährleisten, kommt der
Beurteilung der Qualität des Kieferknochens eine wichtige Rolle zu. Dabei
stellt die Knochendichte den entscheidenden Faktor im Hinblick auf die
Planung der Implantation, auf das Inserieren des Implantates und auf seine
Festigkeit im Knochen dar (Misch et al. 1999).
1.2 Knochen als Grundlage der Implantologie
Die Knochenqualität ist ein Begriff, welcher in der Literatur häufig verwen-
det wird, aber eine weite Definitionsvarianz aufweist (van der Linden et al.
2001, Giesen et al. 2001, Giesen et al. 2004, Hernandez et al. 2006).
Im Rahmen einer Studie zur Biomechanik des Knochens wurde festgestellt,
dass der Begriff Knochenqualität in der Literatur recht unterschiedlich defi-
niert wird. Die Autoren dieser Studie berichten von zwei Definitionen. Die
Erste beinhaltet die Summe aller Knochencharakteristika, die einen Einfluss
auf den Widerstand gegen eine Knochenfraktur haben. Die zweite Definiti-
on bezieht sich auf den Einfluss von Faktoren, die eine Rolle bei der Kno-
chenfraktur spielen, jedoch nicht in die Knochenmasse oder -quantität ein-
gerechnet werden (Hernandez et al. 2006).
Im Rahmen einer weiteren Studie wurden die elastischen Eigenschaften
und das Bruchverhalten von trabekulärem Knochen untersucht. Das Ver-
halten des trabekulären Knochens setzte man in Relation zu Parametern
der Knochendichte. Weiterhin wurden uniaxiale Druckversuche an zylindri-
schen Knochenproben durchgeführt und zwei Belastungsrichtungen beo-
6
bachtet. Diese waren zum einen die axiale Richtung, welche mit der Haupt-
ausrichtung der Trabekel übereinstimmte, und zum anderen die transversa-
le Richtung, welche senkrecht zu der Trabekelhauptausrichtung stand. In
der axialen Richtung war der Knochen fester als in der transversalen. Die-
ses Verhalten wird als Anisotropie des Knochens bezeichnet. Die Autoren
hielten fest, dass die anisotropen mechanischen Eigenschaften möglicher-
weise als Anpassung des Kondylus in vivo auf seine Belastung betrachtet
werden können (Giesen et al. 2001).
In einer weiteren Studie wurde untersucht, inwiefern sich die Morphologie
des trabekulären Knochens bei Zahnlosigkeit verändert. Die Autoren nah-
men an, dass sich der trabekuläre Knochen an die veränderte mechanische
Umgebung anpasst, wie sie durch die reduzierte Kaufunktion bedingt ist. Es
wurden Mikrotomographie-Aufnahmen und mechanische Tests an
unbezahnten und bezahnten Kieferknochen durchgeführt. Es schien, dass
der Knochen im zahnlosen Kiefer weniger dicht war, und die trabekuläre
Struktur weniger plattenartig aufgebaut war. Jedoch war das erstellte Reg-
ressionsmodell für die Steifheit und Stärke beider Knochenvarianten für die
unbezahnten und bezahnten Knochen gleich. Bestimmt wurde dabei die
Knochenvolumenfraktion, die entweder histomorphometrisch aus Biopsien
oder mittels Mikro-CTs ermittelt wurde. Innerhalb der Proben wurde zusätz-
lich die trabekuläre Ausrichtung bezogen auf die Achse der Probe unter-
sucht. Man kam zu dem Ergebnis, dass eine reduzierte mechanische Be-
lastung wie bei den unbezahnten Kieferknochen, die Knochenmorphologie
nicht verändert (Giesen et al. 2004).
Felsenberg et al. kamen 2005 zu dem Ergebnis, dass Knochenqualität als
ein Überbegriff der Einflussfaktoren der Knochenstärke und die Interaktion
dieser Faktoren untereinander zu verstehen ist. Die Autoren beobachteten,
dass die Knochenstärke von der strukturellen Beschaffenheit und der Mate-
rialeigenschaft abhängig ist. Weiterhin werden diese Eigenschaften stark
von der Umbaurate des Knochens beeinflusst. Nicht alle Faktoren der Kno-
chenstärke werden in Messungen der Knochen-Mineral-Dichte (BMD, Bo-
ne-Mineral-Density) berücksichtigt. Somit halten die Autoren fest, dass
neuere Entwicklungen in der Erforschung von Knochen zeigen, dass BMD-
7
Messungen nicht ausreichend präzise sind, um ein genaues Frakturrisiko
vorherzusagen oder Auswirkungen eines Antiosteoporose-Medikaments zu
messen (Felsenberg et al. 2005).
In einer Studie zu mechanischen Eigenschaften des trabekulären Kno-
chens kam man zu der Erkenntnis, dass eine ungleiche Verteilung von Mi-
neralien diese mechanischen Eigenschaften beeinflusst. Beim Umbauvor-
gang des Knochens, welcher an der Oberfläche der Trabekel stattfindet,
entsteht diese Ungleichverteilung. Daraus resultierend kann der gemesse-
ne Elastizitätsmodul der einzelnen Trabekel variieren (Van der Linden et al.
2001).
Frost et al. stellten das Mechanostat-Modell vor, das in Anlehnung an das
Wolffsche Gesetz den Zusammenhang zwischen mechanischer elastischer
Verformung des Knochens und den daraus resultierenden Knochenaufbau
und Knochenabbau beschreibt. Die elastische Verformung erfährt der Kno-
chen durch äußere Faktoren wie Einwirkungen der Muskulatur oder Kraft-
übertragung durch dentale Implantate. Der Knochen reagiert auf diese Be-
lastungen, indem er Volumen und seine gesamte Architektur anpasst (Frost
et al. 2003).
In einer Studie zum mechanischen Verhalten polymerer Schaummaterialien
betonen die Autoren, dass der trabekuläre Knochenaufbau dem Aufbau des
Schaummaterials entspricht. Es wurden Versuche zu den Deformations-
vorgängen solcher Materialien durchgeführt, welche zeigten, inwiefern die
mechanischen Eigenschaften des trabekulären Knochens von der Kno-
chendichte, den Eigenschaften der Zellwände und der Zellgeometrie ab-
hängig sind. Man kam zu der Erkenntnis, dass polymeres Schaummaterial
ähnliche Eigenschaften wie der humane trabekuläre Knochen aufweist
(Gibson et al. 1985).
Die Knochenqualität stellt für die sichere Verankerung enossaler Implantate
einen entscheidenden Faktor dar. Eine grobe Einschätzung der Knochen-
dichte kann mithilfe von radiologischen Aufnahmen vorgenommen werden.
Die Beurteilung der Spongiosa ist jedoch nicht uneingeschränkt möglich, da
Überlagerungen durch die Kortikalis entstehen und gerätespezifische Un-
8
terschiede der röntgenologischen Darstellungen auftreten (Stoppie et al.
2006).
Lekholm und Zarb teilten den Knochen 1985 radiologisch mithilfe von
Houndsfield-Einheiten (HU) in vier Klassen ein (Abb.1).
Typ I: Fast ausschließlich homogene Kortikalis.
Typ II: Breite Kortikalis umgeben von engmaschiger Spongiosa.
Typ III: Engmaschige Spongiosa umgeben von dünner Kortikalis.
Typ IV: Weitmaschige Spongiosa umgeben von dünner Kortikalis
Typ I Typ II Typ III Typ IV
Abb. 1: Knocheneinteilung nach Lekholm und Zarb (Spiekermann 1995)
Eine weitere Methode zur Einteilung in Knochenklassen stammt von Misch
et al. (1987).
Der Alveolarknochen hat in verschiedenen Kieferregionen unterschiedliche
Dichten. Misch et al. teilen den Knochen in vier Qualitätsklassen ein. Diese
werden in Hinblick auf ihre implantologische Wertigkeit und Problematik
beschrieben und topographisch zugeordnet (Spiekermann 1995).
D1: Dichte Kortikalis, Frontbereich des atrophierten, unbezahnten
Unterkiefers.
D2: Dichte, poröse Kortikalis mit engmaschiger Spongiosa, Front- und
Seitenzahnbereich des Unterkiefers und palatinaler Frontbereich des
Oberkiefers.
D3: Dünne, poröse Kortikalis mit weitmaschiger Spongiosa, Front-
und Seitenzahnbereich des Ober- und Unterkiefers.
D4: Weitmaschige Kortikalis, Tuberbereich.
9
Es sind Untersuchungen durchgeführt wurden, denen der Hauptgedanke
zugrunde lag, dass biomechanische Prinzipien in der dentalen
Implantologie relevant sind. Jedes Implantat hat die Aufgabe die Kaufunkti-
on wieder herzustellen. Die Autoren halten fest, dass das Implantat immer
in vivo Belastungen unterliegt, dass es an der Grenzfläche zwischen Im-
plantat und Knochen zu Interaktionen kommt und dass biomechanische
Faktoren diese Interaktionen beeinflussen (Brunski et al. 1988).
Eine weitere Studie betrachtet, inwiefern Unterschiede der Knochendichte
in verschiedenen Bereichen des unbezahnten Kiefers vorliegen. Die Auto-
ren ermittelten für die anteriore Mandibula den dichtesten Knochen, gefolgt
von der anterioren Maxilla, dann der posterioren Mandibula und schließlich
von der posterioren Maxilla. Weiterhin wird festgehalten, dass es in Hinblick
auf die Durchführung und Planung der Behandlung von Vorteil ist, wenn die
Knochenqualität präoperativ festgestellt werden kann (Shapurian et al.
2006).
In einer anderen Studie konnte gezeigt werden, dass der Knochentyp und
die Knochenqualität deswegen von großer Bedeutung sind, da eine höhere
Verlustrate der Implantate bei schlechter Knochenqualität festzustellen ist.
Die Erfolgswahrscheinlichkeit der Implantatversorgung ist sehr eng mit der
Kraftübertragung an der Grenzfläche zwischen Knochen und Implantat ver-
knüpft. Weiterhin weist die Knochenqualität in der Region dieser Grenzflä-
chen eine starke Variabilität auf. Auch die Architektur des Knochens beein-
flusst die Belastungskapazität des Implantats. Jedoch wird darauf hinge-
wiesen, dass heute nur ungenaue Methoden zur präoperativen Einteilung in
Knochenklassen zur Verfügung stehen. Diese werden zudem als nicht zu-
verlässig betrachtet (Norton et al. 2001).
Heute stehen mehrere Möglichkeiten zur Verfügung, um die Knochenquali-
tät klinisch zu erfassen. Dazu gehören die subjektive Einschätzung der
Knochenqualität durch den Implantologen, welcher den Bohrwiderstand
beurteilt (Truhlar et al. 1997, Trisi et al. 1999, Johansson et al. 2004,
Alsaadi et al. 2007), die präoperative radiologische Beurteilung (Friberg et
al. 1999), die Auswertung mittels Computertomographie und digitaler Vo-
10
lumentomographie (Lindh et al. 1996, Norton et al. 2001, Shahlaie et al.
2003, Ikumi et al. 2005, Shapurian et al. 2006, Lee et al. 2007,
Aranyarachkul et al. 2005, Lagravere et al. 2006, Turkyilmaz et al. 2007)
sowie verschiedene Verfahren, welche die Festigkeit des Implantats erfas-
sen (Schulte et al. 1988, Friberg et al. 1999, Tricio et al. 1995, Meredith et
al. 1998, Nkeneke et al. 2003, Karl et al. 2006).
In einem Review zur klinischen Bestimmung von Knochendichte und Kno-
chenqualität vor und nach der Implantation kamen die Autoren zu dem Er-
gebnis, dass jedes der aufgeführten Verfahren Ungenauigkeiten birgt und
ein adäquates Messverfahren zur klinischen Bestimmung von Knochenqua-
lität in der Literatur nicht zu finden ist (Ribeiro-Rotta et al. 2007).
1.3 Bohrwiderstand
Das Verfahren, die Knochenqualität mittels Bohrwiderstand zu erfassen, ist
abhängig vom Geschick und der Erfahrung des Implantologen (Truhlar et
al. 1997). An 2839 Implantaten wurde die Knochenqualität subjektiv mittels
radiologischer Aufnahmen und der Einschätzung des Bohrwiderstandes
beurteilt und nach der Klassifikation von Lekholm und Zarb eingeteilt. Es
sollte eine Zuordnung der Knochendichte in den einzelnen Kieferregionen
entstehen. Die Knochenklassen I und IV waren weniger häufig anzutreffen
als die Klassen II und III. Der anterioren Mandibula wurde der dichteste
Knochen zugeordnet, gefolgt von der posterioren Mandibula, der anterioren
Maxilla und der posterioren Maxilla (Truhlar et al. 1997).
Eine weitere Studie brachte die klinische Erfassung der Knochenqualität in
Korrelation zu der histologischen Struktur, welche durch
histomorphometrische Untersuchungen kleiner Knochenbiopsien ermittelt
wurde. In den histomorphometrischen Ergebnissen wurde der Anteil der
Knochentrabekel in der gesamten entnommenen Probe dargestellt. Intrao-
perativ erfasste der Operateur mittels Bohrwiderstand subjektiv die Kno-
chenqualität. Ein Unterschied der Knochenqualität war nur zwischen den
Knochenklassen I und IV zu ermitteln. Es war nicht möglich zwischen den
Knochenklassen II und III einen Unterschied festzustellen (Trisi et al.1999).
11
Johansson et al. untersuchten insgesamt 40 zahnlose Patienten. 27 Patien-
ten wurden prä- oder intraoperativ mit verschiedenen Knochenblock-
Transplantaten versorgt. 13 Patienten wurden nicht mit Knochentransplan-
taten versorgt. Das Einbringdrehmoment von 113 Implantaten mit Knochen-
transplantaten und von 109 Implantaten ohne Knochentransplantat wurde
ermittelt. Für jede Implantatposition wurde die Knochenqualität klinisch an-
hand der Einteilung nach Lekholm und Zarb definiert. Die Werte der Ein-
bringdrehmomente korrelierten mit der Einteilung der Knochendichte nach
Lekholm und Zarb. Es konnte festgestellt werden, dass das Einbringdreh-
moment bei vorhergegangener Knochentransplantation signifikant niedrige-
rer Werte erreichte als das Einbringdrehmoment ohne vorhergegangene
Knochentransplantation (Johansson et al. 2004).
In einer groß angelegten Studie bestimmte man die Knochenqualität sub-
jektiv anhand einer Röntgenaufnahme sowie durch die Beurteilung des
Bohrwiderstandes. Diese Werte wurden dann mit den gemessenen Ein-
bringdrehmomenten in Beziehung gebracht. Bei einer kleineren Patienten-
anzahl wurde die Implantatstabilität mithilfe des Osstell®- und/oder
Periotest®-Verfahrens gemessen. Die Autoren stellten eine Korrelation von
der subjektiven Beurteilung der Knochendichte, den Messergebnissen des
Periotest®- sowie des Osstell®-Verfahrens und des Einbringdrehmoments
fest (Alsaadi et al. 2007).
1.4 Radiologische Beurteilung
In Computertomographie-Bildern sind verschiedene Schwächungswerte
mittels Graustufen, welche das Absorptionsverhalten der unterschiedlichen
Körperstrukturen repräsentieren, dargestellt. Zwischen den Schwächungs-
werten und den Grauwerten besteht eine lineare Beziehung. Es wurde eine
entsprechende Skala festgelegt, in welcher die Graustufen nach
Houndsfield-Einheiten (HU-Einheiten) eingeteilt wurden. Hierbei entspre-
chen 0 HU-Einheiten dem Dichtewert von Wasser, sowie -1000 HU-
Einheiten dem Dichtewert von Luft (Rother 2006).
In einer Studie mit 412 Implantaten wurde untersucht, ob eine Einschät-
zung des Implantatverlustes in Bezug auf die Kieferregion, in welcher das
12
Implantat inseriert wird, möglich sei. Die Untersucher ermittelten die Ein-
bringdrehmomente und werteten diese statistisch aus. Weiterhin wurden
die Einbringdrehmomente in Korrelation zu radiologischen Aufnahmen und
klinisch ermittelten Werten der Knochendichte gebracht. Ein signifikanter
Unterschied des Einbringdrehmoments zwischen Unter- und Oberkiefer
konnte vermerkt werden. Jedoch war es nicht möglich, signifikante Unter-
schiede des Einbringdrehmoments bei dem Vergleich zwischen der vorde-
ren und hinteren Region identischer oder verschiedener Kiefer zu finden.
Signifikante Korrelationen zwischen den Werten des Einbringdrehmoments
und der Knochenqualität wurden gefunden. Die höchste Verlustrate bei ei-
nem Beobachtungszeitraum von drei Jahren trat bei mittlerer bis hoher
Knochendichte auf. Es war jedoch nicht möglich, Maximalwerte des Ein-
bringdrehmoments zu ermitteln, welche zur Folge hätten, dass die Einhei-
lung des Implantates verbessert wäre (Friberg et al. 1999).
Die Auswertung präoperativ erstellter computertomographischer Daten,
angegeben in HU-Einheiten, ermöglicht eine Einteilung der Knochendichte.
Lindh et al. drückten die Knochenmineralisationsdichte, in welche der Fett-
anteil einbezogen war, als Menge an Kalziumhydroxylapatit aus. Verwendet
wurden insgesamt zehn Proben unbezahnter Unterkiefer. Weiterhin wurden
Computertomographie-Aufnahmen dieser Proben angefertigt. Die Variation
der Mineralisationswerte der verschiedenen Unterkiefer war groß, und auch
innerhalb eines Kiefers waren hohe Schwankungen der Werte zu beobach-
ten. Die Autoren kamen zu dem Schluss, dass die Computertomographie
eine Möglichkeit bietet, eine Messung der Knochendichte bezogen auf die
jeweiligen Implantatpositionen im Unterkiefer durchzuführen. Zudem stellt
sie eine potentiell nützliche, von den Autoren als nicht invasiv bezeichnete
Methode dar, um die Knochenqualität zu bestimmen (Lindh et al.1996).
Norton et al. berichten, dass die Computertomographie eine objektive Ein-
teilung der Knochendichte basierend auf der HU-Einheit darstellt. Außer-
dem ist eine Korrelation zwischen den Werten der Knochendichte und der
subjektiven Beurteilung der Knochenqualität sowie zwischen dem Wert der
13
Knochendichte und der jeweiligen Region im Mund festzustellen (Norton et
al. 2001).
In einer Studie wurde festgestellt, dass der Einsatz der Computertomogra-
phie in der dentalen Implantologie sinnvoll ist und wichtige Informationen
über die Knochendichte liefert. Diese Informationen sind hilfreich für die
Entscheidung über die Operationstechnik und Einheilungszeit des Implan-
tates. Die Autoren untersuchten anhand von Computertomographie-
Aufnahmen an 62 Implantaten den umgebenden Alveolarknochen. Die Be-
urteilung der Knochendichte erfolgte mittels standardisierter HU-Einheiten.
Zusätzlich teilten zwei Untersucher die Knochendichte anhand von radiolo-
gischen Bildern nach der Klassifikation von Lekholm und Zarb ein. Anhand
der Computertomographie-Aufnahmen war zu erkennen, dass die Kno-
chendichte innerhalb einer einzelnen Implantatposition stark variieren kann.
Die Beurteilung der Knochenklassen nach Lekholm und Zarb durch die bei-
den Untersucher ergab eine Korrelation zu den Werten der Computertomo-
graphie. Innerhalb der einzelnen subjektiven Einschätzungen war jedoch
eine hohe Streuung der ermittelten Werte zu beobachten (Shahlaie et al.
2003).
In einer weiteren Studie wurde festgestellt, dass eine starke Korrelation
zwischen Computertomographie-Werten und Einbringdrehmoment-Werten
besteht. Die präoperative Computertomographie stellt demzufolge eine
Möglichkeit zur Vorhersage und Quantifizierung der Primärstabilität des
Implantats und der Knochenqualität dar. Nach vorhergegangener compu-
tertomographischer Auswertung mittels einer Software, welche die beste
Position des Implantates ermittelte, wurden 56 Implantate gesetzt. Die Wer-
te der computertomographischen Auswertung wurden mit den intraoperativ
ermittelten Werten des Einbringdrehmomentes verglichen und es konnte
eine signifikante Korrelation festgestellt werden. Die Autoren betonen, dass
die präoperative Computertomographie für die Vorhersage der Primärstabi-
lität und der Knochendichte eine sehr hilfreiche Methode darstellt (Ikumi et
al. 2005).
14
Mittels eines randomisierten Verfahrens erfolgte die Auswertung von 101
Computertomographie-Aufnahmen unbezahnter Kieferabschnitte durch
zwei Untersucher. Anhand visueller Beurteilung dieser Aufnahmen wurde
eine subjektive Knocheneinteilung der Kieferabschnitte nach der Klassifika-
tion von Lekholm und Zarb vorgenommen. Zusätzlich wurde mittels HU-
Einheit eine objektive Einteilung der Knochendichte vorgenommen. An-
schließend wurde untersucht, ob eine Korrelation zwischen diesen beiden
Methoden der Einteilung der Knochendichte besteht. Eine Übereinstim-
mung zwischen der subjektiven Knocheneinteilung und der HU-Einheiten
war nur bei der Knochenklasse IV zu beobachten. Die Autoren nahmen
eine Einteilung der verschiedenen Kieferabschnitte nach der Knochendich-
te vor. Der dichteste Knochen ließ sich in der anterioren Mandibula, dann in
der anterioren Maxilla, gefolgt von der posterioren Maxilla und der
posterioren Mandibula, finden (Shapurian et al. 2006).
Im Rahmen einer Studie zur Osteotomietechnik wurden Computertomogra-
phie-Aufnahmen von einem Untersucher anhand der Einteilung nach
Lekholm und Zarb subjektiv bewertet. Zudem wurde mittels HU-Einheiten
dieser Computertomographie-Aufnahmen die Knochendichte bestimmt.
Man inserierte 42 selbst-schneidende Implantate mittels
Osteotomietechnik. Der Implantologe ermittelte während des Bohrvorgan-
ges subjektiv die Knochendichte. Der Bohrwiderstand wurde während des
Eingriffes aufgezeichnet. Die Erkenntnisse dieser Studie sind, dass eine
mäßige Korrelation zwischen dieser subjektiven Knocheneinteilung und der
objektiven Einteilung mittels Computertomographie besteht. Um einen Un-
terschied in der Knochendichte mittels Bohrwiderstand ermitteln zu können,
muss zwischen den getesteten Knochen durchschnittlich eine Differenz der
Knochendichte von mindestens 180 HU-Einheiten vorliegen (Lee et al.
2007).
An neun humanen Kiefern wurde die Knochendichte bei 63 möglichen Lo-
kalisationen für eine Implantatposition mithilfe von Computer- und Volu-
mentomographie ermittelt. Zudem wurde von zwei Implantologen subjektiv
der Bohrwiderstand bewertet und dieser anhand der Knochenklassifikation
nach Lekholm und Zarb eingeteilt. Die Werte der Volumentomographie wa-
15
ren höher als die der Computertomographie. Die Korrelation der Werte die-
ser zwei beschriebenen Methoden war hoch. Für jeden ermittelten Wert der
subjektiven Knocheneinteilung war eine hohe Streuung zu den Werten der
Volumentomographie zu beobachten. Die Autoren folgerten, dass die den-
tale Volumentomographie, welche eine reduzierte Strahlenbelastung auf-
weist, eine effektive Methode zur Beurteilung der Knochendichte darstellen
könnte (Aranyarachkul et al. 2005).
In einer Studie wurden sechs zylindrische Proben unterschiedlicher Kno-
chendichte mittels dentaler Volumentomographie untersucht und die HU-
Einheiten durch verschiedene Softwareprogramme ermittelt. Die Autoren
kamen zu dem Schluss, dass die dentale Volumentomographie durchaus
eine Alternative zu allen bis heute bekannten Verfahren zur Bestimmung
von Knochendichte darstellt (Lagravere et al. 2006).
Obwohl sehr viele positive Aspekte der Computertomographie vorliegen,
gibt es auch Studien, welche die Wirksamkeit dieses Verfahrens in Frage
stellen. Es liegen Untersuchungen vor, in denen mittels Computertomogra-
phie-Aufnahmen die Knochendichte bestimmt wurde. Diese Werte wurden
mit den Werten subjektiver Bestimmung von Knochendichte, die von zwei
Untersuchern anhand der Klassifikation nach Lekholm und Zarb eingeteilt
wurden, verglichen. Die Computertomographie-Aufnahmen lieferten Werte,
welche eine starke Streuung der Knochendichte innerhalb eines
Implantatlagers zeigten. Die Einteilungen der zwei Untersucher zeigten
Korrelation zu den Computertomographie-Werten. Jedoch wurde bei jeder
einzelnen subjektiven Bewertung der Knochendichte eine große Breite an
Computertomographie-Werten ermittelt (Shahlaie et al. 2003).
Eine andere Studie untersuchte 131 ausgewählte Implantatpositionen an
72 Patienten. Im Mittelpunkt der Untersuchung stand die Frage, ob es mög-
lich wäre einzelne Kieferabschnitte mithilfe von Computertomographie zu
unterscheiden. Die Autoren stellten fest, dass eine Einteilung der Kiefer in
ihre einzelnen Areale nicht durchführbar ist, da die Standardabweichungen
der jeweiligen Untersuchungen zu hoch sind, um einen signifikanten Unter-
schied der Areale feststellen zu können (Turkyilmaz et al. 2007).
16
Vergleicht man die Werte der HU-Einheiten der Studien von Shapurian et
al. und Turkyilmaz et al., fällt auf, dass die Werte der jeweiligen Kieferregi-
onen sehr weit auseinander liegen (Tab. 1).
Tab. 1: Vergleich der in HU-Einheit angegebenen Werte der Studien von
Shapurian et al. und Turkyilmaz et al.
HU-Einheit Shapurian et al.
Turkyilmaz et al.
anteriore Mandibula 559 ± 208 944,9 ± 207 posteriore Mandibula 321 ± 132 674,3 ± 227 anteriore Maxilla 517 ± 117 715,8 ± 190 posteriore Maxilla 333 ± 199 455,1 ± 122
Wie der Vergleich zeigt, weichen die HU-Werte stark voneinander ab, so
dass eine Zuordnung des Kieferabschnittes mittels HU-Einheit nicht mög-
lich scheint. Als einschränkender Parameter hinsichtlich des routinemäßi-
gen Einsatzes der Computertomographie wird auch die hiermit verbundene
hohe Strahlenbelastung gesehen (Schwenzer und Ehrenfeld 2000).
1.5 Implantatstabilität
Als Verfahren zur Erfassung der Festigkeit eines Implantates sind zurzeit
zwei Methoden verfügbar, Osstell® und Periotest®.
Periotest® wird heute von Medizintechnik Gulden e. K. hergestellt und geht
auf das Messverfahren von Prof. Schulte aus Tübingen zurück. Beim
Periotest®-Verfahren stößt ein Stempel mit einer vorgegebenen Geschwin-
digkeit an den Implantataufbau. Mittels eines stoßsensitiven Kopfes, der
sich im Stempel befindet, wird die Kontaktzeit des Stempels mit dem Im-
plantat gemessen. Aus der Kontaktzeit lässt sich ein Kennwert ableiten,
welcher die elastischen Eigenschaften der Grenzschicht Implantat-Knochen
widerspiegelt und damit als Maß für die Beweglichkeit des Implantates an-
gesehen werden kann.
Beim Osstell®-Verfahren wird am Implantat ein stiftförmiger Transducer ap-
pliziert und über Magnetimpulse zum Schwingen angeregt. Die Resonanz-
17
frequenz des Systems Transducer-Implantat-Knochen spiegelt hier die
„Beweglichkeit“ des Implantates wider, wobei als Maßeinheit der so ge-
nannte „Implant-Stability-Quotient“, kurz ISQ-Wert, Verwendung findet.
In einer Untersuchungsreihe wurde während 61 Implantationen die Ein-
bringdrehmomente ermittelt und Resonanzfrequenzanalysen (RFA) durch-
geführt. Anhand der Werte des Einbringdrehmoments wurden die Implanta-
te in drei Gruppen eingeteilt: 1 stellt ein geringes, 2 ein mittleres und 3 ein
hohes Einbringdrehmoment dar. Basierend auf Resonanzfrequenzanalysen
ergaben sich signifikante Unterschiede zwischen den Gruppen 1 und 2,
sowie den Gruppen 1 und 3 (Friberg et al. 1999).
Eine weitere Studie liegt vor, im Rahmen derer 75 Implantate in zwölf mit
Ethanol behandelten Rinderrippen eingebracht wurden. Es wurden digitale
radiologische Aufnahmen gemacht, und die Knochendichte am Übergang
von Knochen zum Implantat bestimmt. Die Dämpfung der Implantat-
Knochen Beziehung wurde an verschieden langen Abutments mittels
Periotest® ermittelt. Die Werte des Einbringdrehmoments wurden in Korre-
lation zu den Periotest®-Werten gesetzt. Es zeigte sich, dass die Periotest®-
Werte eine starke Korrelation zu den Einbringdrehmoment-Werten sowie zu
der Knochendichte aufwiesen. Die Länge der Abutments beeinflusste die
Periotest®-Werte nicht (Tricio et al. 1995).
In einer Studie untersuchte man nicht-invasive Methoden zur Bestimmung
der Implantatstabilität. Es wurden Periotest® und RFA-Instrumente verwen-
det. Die Autoren kamen zu dem Schluss, dass mittels RFA und Periotest®
wertvolle Informationen bezüglich der Stabilität gewonnen werden können.
Man stellte fest, dass die Primärstabilität des Implantates von Knochenqua-
lität, -quantität, Implantattyp sowie Insertionstechnik abhängig ist (Meredith
et al. 1998).
Es liegen Untersuchungen vor, in welchen die Korrelation zwischen der
Primärstabilität von Implantaten, der Mineralisationsdichte des Knochens
und verschiedenen histo-morphometrischen Parametern untersucht wurde.
Zunächst wurde die Mineralisationsdichte des Knochens mittels Computer-
tomographie bestimmt. Dann inserierte man 48 Implantate in vier menschli-
18
chen Kiefern. Während der Operation wurden Einbringdrehmoment,
Periotest®-Werte und die Resonanzfrequenz gemessen. Anschließend
wurden histologische Proben hergestellt und der Knochen-Implantat-
Kontakt, die trabekuläre Struktur des Knochens sowie die Dichte des spon-
giösen Knochens ermittelt. Die Korrelation der verschiedenen Parameter
wurde statistisch ausgewertet. Die Werte der RFA korrelierten nicht mit den
Periotest®-Werten und dem Einbringdrehmoment. Ebenso konnten die
Werte der RFA nicht in Korrelation zu den Werten der Mineralisationsdichte
des Knochens gebracht werden. Die RFA-Werte zeigten eine Korrelation
zum Knochen-Implantat-Kontakt. Die Periotest®-Werte zeigten eine Korre-
lation zu der Höhe des krestalen kortikalen Knochens. Die Werte der RFA
wiesen zudem eine größere Korrelation zu den histo-morphologischen Pa-
rametern auf als die Periotest®-Werte. Die Autoren halten fest, dass die
nicht invasive Methode zur Bestimmung der Implantatstabilität verbessert
werden sollte, um eine verlässlichere Vorhersage bezüglich der Knochen-
charakteristika des Implantatbettes treffen zu können (Nkenke et al. 2003).
In einer Studie wurde die Implantatstabilität zum Zeitpunkt der Implantation
und nach der Einheilphase mittels RFA gemessen. Man kam zu dem Er-
gebnis, dass nur wiederholte Messungen mittels RFA an einem bestimmten
Implantat diagnostisch von Nutzen seien. Die Autoren betonen, dass die
Parameter, welche die absoluten ISQ-Werte beeinflussen, immer noch un-
klar sind. Weiterhin sei eine adäquate Möglichkeit zur Bestimmung von
Knochenqualität noch nicht vorhanden und alle bisherigen Verfahren bedür-
fen einer Verbesserung (Karl et al. 2008).
In einer weiteren Studie wertete man Literaturstellen aus, die sich mit der
Fehlerfreiheit klinischer Methoden zur Bestimmung von Knochendichte,
-quantität oder -qualität beschäftigen. Die Autoren stellten fest, dass das
Angebot einer effizienten Methode, um das Knochengewebe des Kiefer-
knochens vor oder während der Implantatsetzung zu ermitteln, unzurei-
chend ist (Ribeiro-Rotta et al. 2007).
19
1.6 Druckversuche
Druckversuche sind das Standardverfahren, um Knochenqualität zu be-
stimmen (Linde et al. 1991, Linde et al. 1994, Misch et al. 1999).
In einer Übersichtsarbeit von Linde et al. wurden die Vor- und Nachteile
verschiedener Druckversuchsverfahren untersucht. Man fand heraus, dass
Eigenschaften des Knochens wie Festigkeit, Stärke, Bruchdehnung und die
Kraft zur vollständigen Zerstörung der Knochenstruktur mittels Standard-
druckversuchen ermittelt werden können (Linde et al. 1994).
In weiteren Untersuchungen wurden Druckversuche an 76 Proben
trabekulären, frisch eingefrorenen Knochen durchgeführt, um die Knochen-
dichte verschiedener Kieferregionen zu untersuchen. Man kam zu dem Er-
gebnis, dass der trabekuläre Knochen der menschlichen Mandibula in der
anterioren Region eine bedeutend höhere Knochendichte, ein höheres
Elastizitätsmodul und eine höhere Druckfestigkeit aufweist als die mittlere
oder posteriore Region der Mandibula (Misch et al. 1999).
Linde et al. zeigten in einer Studie, dass eine Probe eine Mindestgröße
aufweisen muss, um sicherzugehen, dass die Messergebnisse nicht ver-
fälscht sind. Sie führten Druckversuche an Proben mit verschiedener Länge
und verschiedenem Länge-zu-Durchmesser-Verhältnis durch. Die Autoren
stellten fest, dass sowohl die Länge als auch das Länge-zu-Durchmesser-
Verhältnis einen signifikanten Einfluss auf das mechanische Verhalten der
Probe hatte. Sie schlugen eine Standardgröße für Proben trabekulären
Knochens vor. Die optimale Größe einer würfelförmigen Probe sollte eine
Seitenlänge von 6,5 mm aufweisen und eine zylindrische Probe sollte 6,5
mm lang sein und einen Durchmesser von 7,5 mm haben (Linde et al.
1991).
1994 verglichen Linde et al. in einer Übersichtsarbeit verschiedene Druck-
versuchsvarianten. Es wurden dabei die Faktoren analysiert, welche die
Genauigkeit der gewonnenen Erkenntnisse der Druckversuche über die
mechanischen Eigenschaften des trabekulären Knochens beeinflussen.
Unter anderem kamen die Autoren zu dem Ergebnis, dass Standarddruck-
tests kleiner Proben trabekulären Knochens mit systematischen Fehlern
20
einhergehen. Sie vermuteten, dass die meisten signifikanten Fehler mit der
trabekulären Oberfläche der Probe und der Friktion an der Kontaktfläche
zwischen Probe und Messgerät zusammenhängen. Die trabekuläre Struk-
tur an der Probenoberfläche zieht eine axiale Belastungsabweichung nach
sich, welche wiederum eine Überbewertung der axialen Belastung und kor-
respondierend eine Unterschätzung der Probenfestigkeit zur Folge hat. Die
Friktion an der Kontaktfläche bedingt eine ungleiche Weiterleitung von
Druck und Dehnung innerhalb der Probe. Somit resultiert eine Überbewer-
tung der Probenfestigkeit.
Untersuchungen wurden durchgeführt, in denen man den Einfluss der
Osteotomietechnik und der konventionellen Präparation auf die
Osseointegration an Tiermodellen verglich. Insgesamt wurden 104 Implan-
tate eingesetzt und entweder mittels Osteotomietechnik oder konventionel-
ler Präparation in den trabekulären Knochen der Tiere inseriert. Während
der Einheilungsphase wurde den Tieren verschieden Floureszenz-Marker
verabreicht und nach zwei, vier sowie acht Wochen wurden die Implantate
mit dem umgebenden Knochen entfernt und analysiert. Die mittels
Osteotomietechnik gesetzten Implantate zeigten schon am zweiten Tag ein
erhöhtes Signal im gesamten komprimierten Knochenareal. Die Autoren
kamen zu dem Schluss, dass die Osteotomietechnik zu vermehrter Um-
bauaktivität des Knochens und zu einer verbesserten Osseointegration
dentaler Implantate in tierischem trabekulärem Knochen führt (Nkenke et al.
2002).
In einer Studie wurden bei insgesamt 14 Patienten Einzelimplantate sowohl
durch Osteotomietechnik als auch mittels konventioneller Präparation ge-
setzt. Sechs und zwölf Monate nach der Implantation wurde die Knochen-
mineralisationsdichte (BMD) und der Knochenmineralisationsgehalt (BMC)
röntgenologisch ermittelt. Zusätzlich wurden die periapikalen Röntgenauf-
nahmen densitometrisch analysiert. In keinem der angewendeten Untersu-
chungsverfahren zeigte sich ein signifikanter Unterschied zwischen den
beiden Präparationstechniken. Allerdings war bei der konventionellen Prä-
parationstechnik eine höhere Erfolgsrate als bei der Osteotomietechnik zu
beobachten. Die Autoren vermuten, dass diese Beobachtung darauf zu-
21
rückzuführen ist, dass durch die Knochenkondensierung Trabekelfrakturen
entstehen (Gulsahi et al. 2007).
1.7 Ziel der Studie
Druckversuche an künstlichem Knochenmaterial werden häufig in der Lite-
ratur beschrieben. In der vorliegenden Studie soll mittels des Prototyps ei-
ner Knochen-Dehn-Sonde Druck auf künstliches Knochenmaterial unter-
schiedlicher Dichte aufgebracht werden. Anhand der angewandten Kraft ist
zu prüfen, ob das in unterschiedlicher Dichte vorliegende künstliche Kno-
chenmaterial zuverlässig unterschieden werden kann.
22
2. Material und Methode
2.1 Knochen-Dehn-Sonde
Die Knochen-Dehn-Sonde dient dazu, eine Möglichkeit zur Messung der
Knochenfestigkeit zu erhalten. Der Prototyp besteht aus mehreren Einzel-
teilen und weist folgendes Aufbauprinzip auf.
2.1.1 Aufbau
Die Knochen-Dehn-Sonde ist eine mechanische Sonde, die nach dem
Prinzip einer Spannzange arbeitet. Sie ist an eine Spannungsquelle ange-
schlossen.
Eine digitale Anzeige zur Wiedergabe der Kraft F in [N] ist eingebaut.
Der Messaufbau der Knochen-Dehn-Sonde besteht aus einem Spreizele-
ment A, der Zugstange B, einem Kraftaufnehmer mit Dehnmessstreifen C,
einem Handrad D mit Feingewinde und einer mechanischen Zeigermessuhr
E (Abb. 2).
A: Spreizelement
B: Zugstange
C: Kraftaufnehmer mit Dehnmessstreifen
D: Handrad mit Feingewinde
E: Mechanische Zeigermessuhr
Abb. 2: Graphische Darstellung der Knochen-Dehn-Sonde
23
Durch Betätigen des Handrades (D) erfolgt eine Durchmesseränderung des
Spreizelements (A), die durch die Messuhr (E) in der Einheit [u] angezeigt
wird. Die mechanische Zeigermessuhr hat eine Skalierung von 0,1mm, be-
ginnend bei 0, und bildet mit dem Handrad eine funktionelle Einheit.
Das manuelle Handrad (D) erlaubt über die Gewindestange mit Feingewin-
de ein präzises Verstellen der Zugstange.
Durch Drehen am Handrad wirkt eine Zugkraft F auf die Zugstange (B). Ein
Kraftaufnehmer vom Typ K25, welcher sich im Gehäuse der Knochen-
Dehn-Sonde befindet, registriert mittels einer Digitalanzeige die aufge-
brachte Kraft. Der Kraftaufnehmer ist mit einem DMS-Messverstärker vom
Typ LCV versehen.
In Abb. 3 ist das Originalbild der Knochen-Dehn-Sonde dargestellt.
Abb. 3: Die Knochen-Dehn-Sonde mit Spreizelement, Gehäuse, Handrad und
mechanischer Zeigermessuhr
Die Länge der Knochen-Dehn-Sonde misst vom Spreizelement bis zur me-
chanischen Messuhr 560 mm, die Höhe beträgt 160 mm, und die Breite
entspricht 180 mm.
24
2.1.2 Aufbau des Spreizelements
Geschlossen verfügt das Spreizelement über einen Außendurchmesser
von 9,81 mm (Abb. 4a und Abb. 4b). Das Spreizelement lässt sich öffnen,
indem ein Kegel mit der Zugstange in einen viermal geschlitzten Konus
hineingezogen wird (Abb. 5a und Abb. 5b).
Um eine irreparable Beschädigung zu vermeiden, darf das Spreizelement
nur bis zu einem Ausmaß von maximal 11,5 mm geöffnet werden. Eine
Überdehnung hätte die Konsequenz, dass das Spreizelement nicht mehr in
seine ursprüngliche, geschlossene Position zurückzuführen wäre.
Die Veränderung des Durchmessers des Spreizelements korreliert mit der
Anzeige des Handrades.
Abb. 4a und 5a zeigen das Spreizelement in einer Querschnittsansicht.
Abb. 4a: Graphische Darstellung des geschlossenen Spreizelements
Abb. 4b: Spreizelement geschlossen
Konus
Kegel
25
Abb. 5a: Graphische Darstellung des geöffneten Spreizelements
Der Kegel ist von dem Körper des Konus umschlossen und ist mit der
Zugstange verbunden (Abb. 5a).
Abb. 5b: Spreizelement geöffnet
Konus
Kegel
26
2.1.3 Kalibrierung des Spreizelements und der Messuhr
Vor der Durchführung der Messungen wurde der Durchschnitt des Spreiz-
elements in Korrelation zu der Anzeige der Messuhr gesetzt. Hierfür wur-
den jeweils mit einer Schieblehre manuell der Durchmesser des Spreizele-
ments bei der Anzeige der Messuhr von 0, 20, 40, 60, 80, 100, 120,140 [u]
gemessen. Insgesamt wurden fünf Messreihen durchgeführt (Tab.2).
Tab. 2: Durchmesser des Spreizelements in Korrelation zur Anzeige der Messuhr
Anzeige
der Mess-
uhr [u]
1. Messung
[mm]
2.Messung
[mm[
3. Messung
[mm]
4.Messung
[mm]
5.Messung
[mm]
Mittelwert
[mm]
0 9,8 9,8 9,8 9,8 9,8 9,8
20 9,9 9,9 9,9 9,9 9,9 9,9
40 10,2 10,1 10,1 10 10 10,08
60 10,5 10,3 10,3 10,2 10,2 10,3
80 10,6 10,5 10,5 10,5 10,5 10,52
100 10,8 10,7 10,7 10,7 10,7 10,72
120 11,1 11 10,9 10,9 10,9 10,96
140 11,4 11,2 11,2 11,2 11,1 11,22
Um eine Beschädigung des Spreizelements zu umgehen wurde das Hand-
rad nur so weit aufgedreht, dass der Durchmesser des Spreizelements
nicht den Maximalwert von 11,5 mm überschritt. Bei der Anzeige 140 der
Messuhr war der Mittelwert des Durchmessers bei 11,22 mm und die Mess-
reihe wurde hier beendet (Abb. 6).
27
Abb. 6: Betätigen des Handrades mit resultierenden Werten der Messuhr (X-
Achse) und Anstieg des Durchmessers des Spreizelementes (Y-Achse)
2.2 Biomechanische Testmaterialien - Sawbones
Sawbones sind biomechanische Testmaterialien in der Form eines
Schaummaterials und werden aus Polyurethan hergestellt. Sie werden als
alternatives Testmaterial für den humanen, postmortalen, spongiösen Kno-
chen eingesetzt. Sie garantieren eine einfache Handhabung. Weiterhin er-
langen sie durch ihre einheitlichen, konstanten physikalischen Eigenschaf-
ten verlässlichere Testergebnisse und eine geringere Variabilität der
Messwerte als der humane Knochen.
In den vorliegenden Versuchen wurden die beiden Materialvarianten Solid
Rigid Polyurethan Foam und Cellular Rigid Polyurethan Foam verwendet.
9
9,5
10
10,5
11
11,5
12
0 20 40 60 80 100 120 140
Anzeige der Messuhr [u]
Dur
chm
esse
r des
Spr
eize
lem
ente
s [m
m]
1. Messung2. Messung3. Messung4. Messung5. Messung
28
2.2.1 Spongiöses Knochenimitat: Solid Rigid Polyurethan Foam
Solid Rigid Polyurethan Foam spiegelt nicht exakt die mechanischen Ei-
genschaften von humanem Knochen wieder, ist jedoch das Material, wel-
ches den Testergebnissen von humanem, spongiösem, postmortalem Kno-
chen am nächsten kommt.
Wie der Webseite der Herstellerfirma der Sawbones (www.sawbones.com)
zu entnehmen ist, stellt der Solid Rigid Polyurethan Foam durch seine Uni-
formität und konstanten Eigenschaften ein geeignetes Material für ver-
gleichbare Tests am Knochen dar.
Solid Rigid Polyurethan Foam weist eine geschlossene Zellstruktur von 96
– 99,9% auf. Verwendet wurden die Proben der Dichte 10 pcf, 20 pcf und
40 pcf. Die Einheit 1 pcf (pounds per cubic foot) entspricht 0,016 g/ cm3.
Die von der Herstellerfirma ermittelten Elastizitätsmodule der Sawbones
sehen wie folgt aus:
Dichte
[pcf]
Elastizitätsmodul
[MPa]
10 80
20 260
40 880
Tab. 3: Herstellerangaben von Dichte und Elastizitätsmodulen des Solid
Rigid Polyurethan Foam
2.2.2 Spongiöses Knochenimitat: Cellular Rigid Polyurethan Foam
Cellular Rigid Polyurethan Foam ähnelt dem humanen, postmortalen,
spongiösen Knochen in seiner äußeren Erscheinung mehr als der Solid
Rigid Polyurethan Foam. Seine Testergebnisse sind jedoch weniger kon-
stant und uniform als die von Solid Rigid Polyurethan Foam.
Die Zellstruktur ist der von humanem, postmortalem, spongiösem Knochen
bis auf 95% angenähert.
29
Die verwendeten Versuchsproben haben eine Dichte von 10 pcf und 20 pcf.
Die von der Herstellerfirma ermittelten Elastizitätsmodule der Sawbones
sehen wie folgt aus:
Dichte
[pcf]
Elastizitätsmodul
[MPa]
10 22
20 137
Tab. 4: Herstellerangaben von Dichte und Elastizitätsmodulen des Cellular Rigid
Polyurethan Foam
2.3 Herstellung der Proben
Die Blöcke der Sawbones haben eine ursprüngliche Größe von 13 cm x 8
cm x 4 cm und wurden zunächst in kleinere Blöcke von 50 mm x 50 mm x
40 mm geteilt. Es entstanden somit insgesamt fünf Proben aus jedem ur-
sprünglichen Block (Abb. 7).
Mit Hilfe eines Trepanbohrers wird im Zentrum jeder Probe eine zylindri-
sche Bohrung mit einem Innendurchmesser von 9,81 mm vorgenommen
(Abb. 7-11).
Die Proben wiesen in der Höhe 4 cm, in der Tiefe 5 cm und in der Breite 5
cm auf. Somit ist um die zylindrische Bohrung genug Materialstärke vor-
handen, um zuverlässige Messergebnisse zu erwarten.
Abb. 7: Solid Rigid Polyurethan Proben der Dichte 10 pcf
30
Abb. 8: Solid Rigid Polyurethan Proben der Dichte 20 pcf
Auf den Abbildungen ist jeweils die zentrale zylindrische Bohrung mit dem
Durchmesser von 9,81 mm dargestellt.
Abb. 9: Solid Rigid Polyurethan Proben der Dichte 40 pcf
31
Der Cellular Rigid Polyurethan Foam ist durch seinen porenreichen Aufbau
charakterisiert.
Abb. 10: Cellular Rigid Polyurethan Proben der Dichte 10 pcf
Abb. 11: Cellular Rigid Polyurethan Proben der Dichte 20 pcf
32
2.4 Durchführung der Messungen
An jedem Probenblock wird eine Messung an jeder Bohröffnung jeweils
einmal durchgeführt, sodass an jedem Probenblock zwei Messreihen ermit-
telt werden.
In die zylinderförmige Öffnung jeder Probe wird das Spreizelement in ge-
schlossenem Zustand so eingebracht, dass das Ende des Spreizelements
1,4 cm weit in die Probe hineinreicht. In Abb. 12 ist zu sehen, wie die Kno-
chen-Dehn-Sonde in die Probe eingebracht ist. Das Spreizelement wird in
Kontakt zur Probenoberfläche gebracht. Um eine Beschädigung des
Spreizelementes sicher ausschließen zu können, wurden die Messungen
nur bis zu einem Durchmesser von 120 [u] durchgeführt. Dann wird durch
Betätigen des Handrades der Durchmesser des Spreizelements vergrößert.
Dadurch wird eine radiäre Kraft nach außen auf die Probe ausgeübt.
Die Zugkraft F bei 0, 20, 40, 60, 80, 100 und 120 [u] wurde jeweils auf der
digitalen Anzeige am Gehäuse abgelesen. Sollte die maximal messbare
Kraft von 200 N schon erreicht sein bevor der Maximaldurchmesser von
11,5 mm erreicht ist, wurde die Messung beendet.
Abb. 12: Knochen-Dehn-Sonde in die Probe eingebracht
33
2.5 Auswertung
Die Kraft F, die benötigt wird, um das Spreizelement der Knochen-Dehn-
Sonde auf einen bestimmten Durchmesser zu öffnen, wirkt auf die zylind-
rische Oberfläche der Probe und ist daher angenähert proportional zum
Quadrat des Durchmessers. Als statistisches Modell für den Zusammen-
hang zwischen Kraft und Durchmesser wird daher von der Formel
F = αω + βω2 + ε (1)
mit Materialkonstanten und ausgegangen. ist dabei eine Fehlergröße
von der Form = е, wobei е als normalverteilt mit Mittelwert 0 und Varianz
2 angenommen wird.
Dividiert man alle Terme der Gleichung F = + 2 + е durch , erhält
man die lineare Gleichung
F/ = + + е (2),
d.h. ein homoskedastisches lineares Regressionsmodell für die Quotienten
F/.
34
3. Ergebnisse
Die Messungen wurden an den Sawbones Cellular Rigid Polyurethan Foam
mit der Dichte 10 pcf und 20 pcf sowie Solid Rigid Polyurethan Foam der
Dichte 10 pcf, 20 pcf und 40 pcf durchgeführt. Für jede Materialdichte wur-
den jeweils 10 Messreihen gemacht.
Bei jeder Messung wurde der Sondenkopf 1,4 cm in die zylindrische Öff-
nung der Probe eingebracht und aufgespreizt. Bei den Durchmesserwerten
0, 20, 40, 60, 80, 100, 120 [u] wurde die jeweils aufgebrachte Kraft F in [N]
gemessen. Die maximal messbare Kraft betrug 200 N, da der in dieser
Studie verwendete Kraftaufnehmer keine höheren Kräfte registrieren kann.
In den folgenden Tabellen werden die Einzelwerte der Kraftmessungen in
[N] aufgeführt und Z wird als Abkürzung für die Durchmesseranzeige der
Zeigermessuhr verwendet.
Die Mittelwerte der Kraft F und die Standardabweichungen der jeweiligen
künstlichen Knochenmaterialien sind in der Anlage zu finden.
3.1 Cellular Rigid Polyurethan Foam 10 pcf
In Tab. 5 sind die einzelnen Daten der Versuche mit der Materialdichte
Cellular 10 pcf dargestellt.
Tab. 5: Ermittelte Einzelwerte der Kraft F in [N]
bei Proben der Dichte Cellular 10 pcf
Z
[u]
Pr. 1
[N]
Pr. 2
[N]
Pr. 3
[N]
Pr. 4
[N]
Pr. 5
[N]
Pr. 6
[N]
Pr. 7
[N]
Pr. 8
[N]
Pr. 9
[N]
Pr. 10
[N]
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
20 2,93 6,62 4,77 7,67 2,22 6,45 11,84 2,48 2,68 6,88
40 23,61 36,02 22,17 38,1 25,81 30,8 39,81 27,85 19,44 33,52
60 51,01 76,51 50,36 85,92 59,73 63,25 80,52 67,58 44,71 67,01
80 76,11 113,05 76,13 129,77 95,6 92,48 111,54 102,16 75,09 92,31
100 92,1 138,26 99,98 167,41 126,04 127,08 137,05 133,12 100,56 116,39
120 111,62 156,62 116,35 200 143,85 145,69 155,92 153,4 121,63 137,87
35
In Abb. 13 sind die Mittelwerte und Standardabweichungen aus den Mes-
sungen mit der Materialdichte Cellular 10 pcf eingeführt.
Abb. 13: Darstellung der Kraft [F] und Standardabweichung von Cellular Rigid
Polyurethan 10 pcf
3.2 Cellular Rigid Polyurethan Foam 20 pcf
Die leeren Felder aus Tab. 6 zeigen an, dass die Maximalkraft von 200 N
schon erreicht war, bevor der aufsteigende Durchmesser bei 120 [u] war.
Tab. 6: Ermittelte Einzelwerte der Kraft F in [N] bei Proben
der Dichte Cellular 20 pcf
Z
[u]
Pr. 1
[N]
Pr. 2
[N]
Pr. 3
[N]
Pr. 4
[N]
Pr. 5
[N]
Pr. 6
[N]
Pr. 7
[N]
Pr. 8
[N]
Pr. 9
[N]
Pr. 10
[N]
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
20 8,31 6,8 6,34 10,83 1,79 1,85 4,46 2,84 4,67 4,32
40 42,67 40,38 40,13 42,36 24,95 23,67 33,06 28,92 33,81 28,48
60 108,42 103,84 105,83 98,54 71,65 75,21 86,02 84,48 94,22 83,81
80 183,01 174,37 175,61 164,51 127,31 132,54 148,78 149,36 161,7 143,09
90 - 200 200 200 - - 200 200 200 -
100 - - - - 192,55 200 - - - -
120 - - - - - - - - - -
Mittelwerte F Cellular 10 pcf
0
50
100
150
200
0 20 40 60 80 100 120
Durchmesseranzeige [u]
F [N
]
36
In Abb. 14 sind die ermittelten Mittelwerte aus den Messungen mit der Ma-
terialdichte Cellular 20 pcf dargestellt.
Abb. 14: Darstellung der Kraft und Standardabweichung der Versuchsreihe mit
Cellular Rigid Polyurethan 20 pcf
3.3 Solid Rigid Polyurethan Foam 10 pcf
In dieser Versuchsreihe wird der maximale Kraftwert von 200 N nicht er-
reicht (Tab. 7). Dennoch werden die Messungen bei einem Durchmesser
von 120 u beendet, um eine Beschädigung des Spreizelements der Kno-
chen-Dehn-Sonde zu vermeiden.
Tab. 7: Ermittelte Einzelwerte der Kraft F in [N] bei Proben
der Dichte Solid 10 pcf
Z
[u]
Pr. 1
[N]
Pr. 2
[N]
Pr. 3
[N]
Pr. 4
[N]
Pr. 5
[N]
Pr. 6
[N]
Pr. 7
[N]
Pr. 8
[N]
Pr. 9
[N]
F Pr.
10 [N]
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
20 1,88 2,6 2,03 2,29 1,52 0,66 2,59 2,16 2,23 1,82
40 13,77 10,55 15,18 11,56 12,79 6,85 12,34 10 15,19 7,92
60 39,12 33,03 41,12 34,46 36,71 28,47 37,28 30,61 41,28 31,12
80 69,34 63,2 69,28 62,35 65,93 56,96 65,85 58,12 72,31 61,53
100 105,63 100,27 108,51 99,85 105,86 90,82 104,34 92,34 113,96 98,57
120 138,68 132,61 142,54 134,51 137,59 124,41 135,71 127,29 142,03 133,03
Mittelwerte F Cellular 20 pcf
0
50
100
150
200
250
0 20 40 60 80 90
Durchmesseranzeige [u]
F [N
]
37
In Abb. 15 ist die Versuchsreihe mit der Dichte Solid 10 pcf dargestellt.
Abb. 15: Darstellung der Kraft [F] und Standardabweichung von Solid Rigid
Polyurethan 10 pcf
3.4 Solid Rigid Polyurethan Foam 20 pcf
In Tab. 8 lässt sich anhand der leeren Felder erkennen, dass die Maximal-
kraft schon vor dem Durchmesser von 120 [u] erreicht war.
Tab. 8: Ermittelte Einzelwerte der Kraft F in [N] bei Proben
der Dichte Solid 20 pcf
Z
[u]
Pr. 1
[N]
Pr. 2
[N]
Pr. 3
[N]
Pr. 4
[N]
Pr. 5
[N]
Pr. 6
[N]
Pr. 7
[N]
Pr. 8
[N]
Pr. 9
[N]
Pr. 10
[N]
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
20 17,81 32,84 2,47 2,4 2,19 0,81 7,99 15,12 9,08 8,56
40 54,01 84,33 21,03 21,89 7 9,73 35,23 55,92 43,61 44,87
60 103,06 142,7 56,55 60,91 35,96 43,27 78,51 117,1 100,77 100,01
80 156,64 - 104,95 109,76 72,34 80,4 127,14 178,52 166,17 163,35
100 - - 173,26 176,42 131,13 147,16 183,19 - - -
120 - - - - 197,15 200 - - - -
Mittelwerte F Solid 10 pcf
0
50
100
150
200
0 20 40 60 80 100 120
Durchmesseranzeige [u]
F [N
]
38
Die Werte aus Tab. 8 sind in Abb. 16 als Säulendiagramm dargestellt.
Abb. 16: Darstellung der Kraft [F] und Standardabweichung von Solid Rigid
Polyurethan 20 pcf
3.5 Solid Rigid Polyurethan Foam 40 pcf
In dieser Versuchsreihe ist die Maximalkraft von 200 N schon erreicht, be-
vor der Durchmesserwert 120 [u] eingestellt wurde. Folglich wurden die
Versuchsreihen entsprechend bei Durchmesserwerten von 60 - 80 [u] be-
endet (Tab. 9).
Tab. 9: Ermittelte Einzelwerte der Kraft F in [N] bei Proben
der Dichte Solid 40 pcf Z
[u]
Pr. 1
[N]
Pr. 2
[N]
Pr. 3
[N]
Pr. 4
[N]
Pr. 5
[N]
Pr. 6
[N]
Pr. 7
[N]
Pr. 8
[N]
Pr. 9
[N]
Pr. 10
[N]
0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0
20 4,66 3,58 6,17 5,06 10,78 3,78 5,33 5,21 3,87 5,91
40 44,84 41,34 47,19 44,03 57,32 36,81 46,19 45,67 36,49 48,91
60 117,62 117,36 122,5 119,73 136,8 108,83 118,2 118,09 111,15 129,82
80 200 200 200 200 - 200 200 200 200 200
100 - - - - - - - - - -
120 - - - - - - - - - -
Abb. 13: Darstellung der Kraft [F] und Standardabweichung von Cellular Rigid
Polyurethan 10 pcf
Mittelwerte F Solid 20 pcf
0
50
100
150
200
250
0 20 40 60 80 100 120
Durchmesseranzeige [u]
F [N
]
39
In Abb. 17 ist die Versuchsreihe mit der Dichte Solid 40 pcf dargestellt.
Abb. 17: Darstellung der Kraft [F] und Standardabweichung von Solid Rigid
Polyurethan 40 pcf
3.6 Statistische Analyse
3.6.1. Regressionsmodell für die Abhängigkeit von Kraft und
Durchmesser
Als statistisches Modell für die Kraft F, welche benötigt wird, um das zylind-
rische Spreizelement auf einen bestimmten Durchmesser ω zu öffnen,
scheint die folgende Formel adäquat:
F = αω + βω2 + ε (1)
Hier stellen α und β materialspezifische Parameter dar. Die Kraft F wirkt auf
die zylindrische Oberfläche und ist proportional zum Quadrat des Durch-
messers.
Die Regressionskurven in Abb. 18 unterstützten diese Annahme. Zusätzlich
ist aus Abb. 18 zu schließen, dass die Varianz der Kraftmesswerte mit stei-
gendem Durchmesser zunimmt. Folglich kann die Fehlergröße als ε = ωе
dargestellt werden, wobei die Fehlergröße е als normalverteilt mit dem Mit-
telwert 0 und für alle Messungen gleicher Varianz σ2 angenommen wird.
Mittelwerte F Solid 40 pcf
0
50
100
150
200
250
0 20 40 60 80
Durchmesseranzeige [u]
F [N
]
40
Durch Dividieren aller Größen aus Abb. 18 durch ω entsteht das
homoskedastische lineare Regressionsmodell für den Quotienten q = F / ω:
q = α + βω + е (2)
In Abb. 19 sind die zugehörigen Diagramme zu sehen.
Die Ergebnisse der linearen Regressionsanalyse sind in Tab. 10 darge-
stellt.
Tab.10 : Darstellung der materialspezifischen Parameter α und β, sowie des Be-
stimmtheitsmaßes der einzelnen Materialdichten
Material α β Bestimmtheitsmaß R2
solid 10 -0,098417 0,010758 0,9604
solid 20 0,365723 0,014088 0,3834
solid 40 -0,423064 0,037989 0,9693
cellular 10 0,330298 0,008946 0,5778
cellular 20 -0,19615 0,026336 0,8883
Die Regressionsgeraden unterscheiden sich offensichtlich bei der Regres-
sionskonstante α, beim Regressionskoeffizienten β oder bei beiden Para-
metern.
3.6.2. Kovarianzanalyse
Um zu zeigen, dass die Unterschiede zwischen den getesteten Materialien
für jedes Materialpaar i, j signifikant sind, wurde die Nullhypothese
H0: αi = αj und βi = βj
mittels Kovarianzanalyse überprüft.
Um den wiederholten Vergleichen an denselben Datensätzen Rechnung zu
tragen, wurde eine Bonferroni-Korrektur durchgeführt (Tab.11).
Die Abkürzung Sum sq steht für Quadratsumme, Df für Freiheitsgrade und
RSS für die quadratische Restsumme.
41
Tab. 11: Vergleich der untersuchten Sawbone Materialien (ein P-Wert von 0,000
bedeutet < 0,000001)
Verglichene Dichten Sum sq Df RSS Df F-Werte P-Werte Korrigierte P-Werte
solid 10 solid 20 11,6 2 18,877 237 72,819 0,000 0,000
solid 10 solid 40 38,538 2 18,877 237 241,92 0,000 0,000
solid 10 cellular 10 2,8483 2 18,877 237 17,881 0,000 0,000
solid 10 cellular 20 18,702 2 18,877 237 117,4 0,000 0,000
solid 20 solid 40 11,562 2 18,877 237 72,584 0,000 0,000
solid 20 cellular 10 3,8268 2 18,877 237 24,023 0,000 0,000
solid 20 cellular 20 2,5057 2 18,877 237 15,729 0,000 0,000
solid 40 cellular 10 26,411 2 18,877 237 165,8 0,000 0,000
solid 40 cellular 20 4,1119 2 18,877 237 25,813 0,000 0,000
cellular 10 cellular 20 10,464 2 18,877 237 65,688 0,000 0,000
42
In Abb. 18 sind die Regressionsgeraden in Abhängigkeit vom Durchmesser
dargestellt. Auf der Y-Achse ist Q als Kraft pro Durchmesser [F/mm] und
auf der X-Achse ist der Durchmesser [mm] aufgetragen.
Abb. 18: Regressionsgeraden
Durchmesser [mm]
Q [F
/mm
] [F
/mm
]
43
Abb.19 zeigt die Regressionsparabeln für die Kraft in Abhängigkeit vom
Durchmesser, welche sich nach Formel (1) aus der linearen Regression
ergeben.
Abb. 19: Regressionsparabeln
Durchmesser [mm]
Kra
ft [N
]
44
4. Diskussion
In der vorliegenden Studie wurde der Prototyp einer Knochen-Dehn-Sonde
getestet. Untersucht wurde, ob es möglich ist, mithilfe dieses Prototyps ei-
nen Unterschied an verschieden dichten Testmaterialien zu messen. Die
Knochen-Dehn-Sonde lieferte Werte, welche diese Unterscheidung ver-
schiedener Knochendichten möglich machten.
In allen Messungen wurde der Durchmesser des Spreizelements auf 120
[u] erweitert. Die Materialvarianten Cellular Rigid Polyurethan Foam 10 pcf
und Solid Rigid Polyurethan Foam 10 pcf zeigten gemessene Kraftwerte,
welche nicht größer als die Maximalkraft von 200 N waren.
Der Kraftaufnehmer, welcher sich im Gehäuse der Knochen-Dehn-Sonde
befindet, stellte einen limitierenden Faktor für die Messungen dar. Vorzeitig
mussten Messungen beendet werden, da die Kraft nur bis 200 N gemessen
werden konnte. Dies trifft für die Materialvarianten Cellular Rigid Polyure-
than Foam 20 pcf, Solid Rigid Polyurethan Foam 20 pcf und Solid Rigid
Polyurethan Foam 40 pcf zu. Eine Ungenauigkeit der Ergebnisse aufgrund
dieser Einschränkung könnte vorliegen.
Die Aussagen in der statistischen Analyse der Kovarianzanalyse sind im
Prinzip nur korrekt, wenn die gemessenen Werte als stochastisch unab-
hängig und homoskedastisch angenommen werden können. Beide Voraus-
setzungen sind im vorliegenden Fall zu einem gewissen Grad verletzt, wie
sich aus den Standardabweichungen und der Tatsache ergibt, dass die
Messungen serienweise mit wachsendem Durchmesser des Spreizele-
ments an den einzelnen Probestücken durchgeführt wurden. Angesichts
von P-Werten kleiner als 0,000001 ist jedoch davon auszugehen, dass die
Verletzung der Voraussetzungen keinen Einfluss auf die statistische Aus-
sage hat.
Um das Spreizelement von 9,81 mm auf seinen Maximaldurchmesser zu
öffnen, war eine Kraft im Bereich von 4-5 N nötig. Dieses Phänomen wurde
in der statistischen Analyse vernachlässigt.
45
Für diese Studie wurde ein Prototyp der Knochen-Dehn-Sonde angefertigt.
Die verwendeten Messapparate arbeiteten mit einfachen mechanischen
Prinzipien. Weiterhin entspricht der Durchmesser des Spreizelements mit
einer Größe von 9,81mm nicht der klinischen Praxis in der dentalen
Implantologie, da ein Implantat immer einen geringeren Durchmesser auf-
weist. Ein weiteres Problem im Aufbauprinzip der Knochen-Dehn-Sonde
zeigt sich im Design des Spreizelements. Beim Öffnungsvorgang spreizt
sich der geschlitzte Konus auf, und es entstehen sechs jeweils durch einen
Spalt getrennten Lamellen. Sollte die Knochen-Dehn-Sonde in einer kli-
nisch verwendbaren Größe hergestellt werden, würden diese Lamellen
auch auf Hohlräume und Poren des trabekulären Knochens treffen und
möglicherweise die Genauigkeit der Messergebnisse beeinflussen.
Die Knochen-Dehn-Sonde soll dem Benutzer eine objektive Klassifikation
des Alveolarknochens liefern. Es ist nicht möglich den Elastizitätsmodul
wiederzugeben, da an der Kontaktfläche zwischen Spreizelement und Kno-
chen Friktionsphänomene und Artefakte auftreten. Diese Erscheinungen
entstehen, da während der Präparation des Implantatbettes außen liegende
Trabekel durch den Bohrvorgang beschädigt werden können. Folglich wür-
den Messungenauigkeiten auftreten.
Weiterhin könnte das Messverfahren eine mechanische Beschädigung des
präparierten Implantatstollens verursachen, wodurch im ungünstigsten Fall
die Osseointegration des Implantates verzögert oder gefährdet werden
könnte. Es werden jedoch Operationsmethoden eingesetzt, bei welcher
ebenfalls Druck auf den Knochen ausgeübt wird. Hierzu wurden Untersu-
chungen durchgeführt und man kam zu dem Resultat, dass eine negative
Beeinträchtigung der Osseointegration nicht besteht.
Im Gegensatz zu der Computertomographie, welche eine Auswertung
durch HU-Einheiten in dünnen Schichten erlaubt, liefert die Knochen-Dehn-
Sonde einen Übersichtswert über das Implantatlager. Sie vereint die ver-
schiedenen Dichtegrade, welche im Umkreis einer Osteotomie vorliegen
können, zu einem Durchschnittswert.
46
Die Handhabung der Knochen-Dehn-Sonde setzt voraus, dass der Opera-
teur die Sonde manuell betätigt. Obwohl hier ein Mangel an Messpräzision
vorliegt, sollte diese Tatsache nicht als Einschränkung verstanden werden.
Ziel bei der Implantation ist es, Primärstabilität als Voraussetzung für eine
sichere und zügige Implantateinheilung zu erzielen. Die variable Knochen-
dichte beeinflusst die nach der Implantatsetzung eintretende Primärstabili-
tät und sollte daher nur als prognostischer Faktor betrachtet werden.
Da die Knochen-Dehn-Sonde während der Präparation für das Implantat
eingesetzt wird, können keine Abweichungen der gemessenen Werte ent-
stehen. Bei anderen Methoden zur Bestimmung der Knochendichte kann
es passieren, dass die ermittelten Werte nicht genau auf das Operations-
gebiet transferiert werden können und somit Ungenauigkeiten entstehen.
Die Eigenschaften des trabekulären Knochens sind sehr variabel und von
Individuum zu Individuum verschieden. Die Knochen-Dehn-Sonde misst in
situ und liefert somit Ergebnisse, die individuellen Kriterien gerecht werden.
Sie wird direkt in den Implantatstollen eingeführt und misst den Bereich des
Knochens, der das zu inserierende Implantat umgibt. Folglich kann dieses
Messverfahren auf lokale Variationen des Alveolarknochens hinweisen.
Die Knochen-Dehn-Sonde kann als hilfreiches Instrument zur Einschätzung
von Knochenqualität angesehen werden.
Der Hauptvorteil der Knochen-Dehn-Sonde im Vergleich zu radiologischen
Verfahren zur Bestimmung von Knochenklassen liegt darin, dass für den
Patienten keine Strahlenbelastung entsteht.
47
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6. Anhang Tab. 12: 10 pcf cellular Mittelwerte und Standardabweichungen
Durchmesseranzeige Mittelwert Standardabweichung 0 0 0
20 5,454 2,896785115 40 29,713 6,679269496 60 64,66 12,93486219 80 96,424 17,21214234
100 123,799 21,34575529 120 144,295 24,24603029
Tab. 13: 20 pcf cellular Mittelwerte und Standardabweichungen
Durchmesseranzeige Mittelwert Standardabweichung 0 0 0
20 5,221 2,743123949 40 33,843 6,847636161 60 91,202 12,23853079 80 156,028 17,86847828 90 200 0
100 - - 120 - -
Tab. 14: 10 pcf solid Mittelwerte und Standardabweichungen
Durchmesseranzeige Mittelwert Standardabweichung 0 0 0
20 1,978 0,542177093 40 11,615 2,685960722 60 35,32 4,267383273 80 64,487 4,73101691
100 102,015 6,757661208 120 134,84 5,551543929
Tab. 15: 20 pcf solid Mittelwerte und Standardabweichungen
Durchmesseranzeige Mittelwert Standardabweichung 0 0 0
20 9,927 9,357863057 40 37,762 22,62166386 60 83,884 32,74991182 80 128,8077778 36,97109104
100 162,232 19,78208017 120 198,575 1,425
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Tab. 16: 40 pcf solid Mittelwerte und Standardabweichungen
Durchmesseranzeige Mittelwert Standardabweichung 0 0 0
20 5,435 1,968934991 40 44,879 5,72226782 60 120,01 7,794920141 80 200 0
100 - - 120 - -
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Danksagung Mein Dank gilt Herrn Prof. Dr. M. Wichmann für die Ermöglichung der
Durchführung meiner Doktorarbeit.
Herrn PD Dr. Dr. S. Heckmann und Herrn PD Dr. M. Karl danke ich für die
Überlassung des Themas und die fachkundige Betreuung.
Weiterhin danke ich
Herrn Dr. F. Graef für die statistische Auswertung und hilfreiche Kritik,
Herrn Hädrich und Herrn Förtsch für die Fertigung der Sonde,
und Herrn J. Radtke für die fachgerechte Anfertigung der Abbildungen.
Meinen Eltern, meinen Schwestern und Wolfgang Wüst für die stetige Un-
terstützung.
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Lebenslauf
Name: Oeßelmann
Vorname: Nina
Geburtsdatum/-ort: 14.06.1984
Eltern: Hildegard Oeßelmann,
Dr. Jörg Oeßelmann
Geschwister: Jana und Lydia Oeßelmann
Familienstand: ledig
Ausbildung 1990-1994: Besuch der Grundschule Klostergang
Zeven 1994-1996: Besuch der Orientierungsstufe Zeven 1996-2003: Besuch des St.-Viti-Gymnasiums Zeven Juni 2003: Abitur am St.-Viti-Gymnasium Zeven September 2003: Besuch der Lehranstalt für technische
Assistenten in der Medizin des Rheini-schen Bildungszentrums E.V. Köln
April 2004: Immatrikulation an der FAU Erlangen Februar 2005: Ablegen der naturwissenschaftlichen
Vorprüfung August 2006: Ablegen der zahnärztlichen Prüfung Januar 2007: Beginn der experimentellen Doktorarbeit
„Untersuchung zur Bestimmung der Kno-chendichte in der zahnärztlichen Implantologie“ in der Zahnklinik 2 - Zahn-ärztliche Prothetik der Friedrich-Alexander-Univer-sität Erlangen-Nürnberg
Juli 2009: Ablegen des Staatsexamens der Zahn-
medizin
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