Intramedulläre Frakturversorgung bei der Katze - Verriegelungsnagel und Form-Gedächtnis-Implantat im biomechanischen Vergleich
Seiten
2009
Mensch & Buch (Verlag)
978-3-86664-658-2 (ISBN)
Mensch & Buch (Verlag)
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Zur Frakturversorgung langer Röhrenknochen der Katze wurde ein Verriegelungsnagel (ILN) aus Titan biomechanisch mit einem neuartigen, sich selbst verriegelnden Implantat aus Nitinol - dem Form-Gedächtnis-Implantat (FGI) - verglichen. Die Implantate wurden in einem Tibia-Frakturmodell mit einer 5 mm Querfraktur getestet. Neben den FGI- und ILN-Knochen-Frakturmodellen wurde auch eine Gruppe nativer Knochen geprüft, um Vergleichswerte für die Messergebnisse zu erhalten. Getestet wurden 63 Proben, die in Gruppen à 21 und Untergruppen à sieben Exemplaren einem kontinuierlichen Torsions-, Kompressions- oder Biegetest unterzogen wurden. In jeder Prüfung wurde ein neuer Knochen bzw. ein neues Implantat verwendet.
Zuvor wurden die metrischen Daten wie Länge und Durchmesser zu den Knochen und deren Markhöhlen, sowie die Compactadicke von Humerus, Os femoris und Tibia bestimmt, um damit die passenden Nageldurchmesser und -längen wählen zu können. Es wurden 20 Knochen computertomographisch gescannt und vermessen. Die durchschnittliche Knochenlänge des Humerus betrug 106 mm, die der Markhöhle 89 mm. Das Os femoris maß 116 mm, seine Markhöhle 102 mm und die Tibia war 122 mm lang, ihre Markhöhle 112 mm.
Die engste Stelle der Markhöhle des Humerus war 3,9 mm, die des Os femoris 5,6 mm und die der Tibia 3,5 mm weit. Diese Daten führten zum Einsatz eines FGI mit einem Durchmesser von 3 mm in den Längen 90, 100 und 110 mm.
Im Torsionsversuch ergab sich eine durchschnittliche Steifigkeit des intakten Knochens von 0,29 Nm/Grad, für das ILN-Knochen-Frakturmodell eine von 0,05 Nm/Grad und für das FGIKnochen-Frakturmodell eine von 0,01 Nm/Grad. Der Knochen brach bei einer Torsion um 20,01°, die Implantat-Knochen-Frakturmodelle ließen sich um bis zu 50° rotieren, ohne zu versagen. Das ILN-Knochen-Frakturmodell hat bei Torsion knapp ein Sechstel der Steifigkeit des intakten Knochens und war fünfmal steifer als das FGI-Knochen-Frakturmodell.
Bei Kompression wies der intakte Knochen eine durchschnittliche axiale Steifigkeit von 1875,71 N/mm und das ILN-Knochen-Frakturmodell eine von 1017,01 N/mm auf. Der Knochen hielt einer durchschnittlichen Kompressionskraft von 3244,53 N stand und das ILNKnochen-Frakturmodell einer von 1642,06 N. Die Kompressionssteifigkeit des FGI-Knochen-Frakturmodells konnte nicht berechnet werden, da das Implantat kurz nach Beginn der Messungen versagte. Das ILN-Knochen-Frakturmodell war also gut halb so steif wie der intakte Knochen und deutlich steifer als das FGI-Knochen-Frakturmodell.
Die durchschnittliche Biegesteifigkeit des intakten Knochens betrug 187,71 N/mm, die des ILN-Knochen-Frakturmodells 63,84 N/mm und die des FGI-Knochen-Frakturmodells 20,89 N/mm. Das ILN-Knochen-Frakturmodell erreichte somit zwei Drittel der Biegesteifigkeit des intakten Knochens und war knapp dreimal so steif die das FGI-Knochen-Frakturmodell.
Das ILN-Knochen-Frakturmodell wies eine größere Steifigkeit bei Torsion, Kompression und Biegung auf und hielt bei Kompression sowie Biegung deutlich größeren Kräften stand als das FGI-Knochen-Frakturmodell. Dieses erwies sich als kaum kompressionsstabil und gleitet vermutlich unter axialer Krafteinwirkung im Knochen am Innencortex. Rückschlüsse auf den klinischen Einsatz sind nur bedingt möglich, da die getesteten Kräfte in vivo nicht isoliert und kontinuierlich, sondern gemeinsam und wiederholt am Knochen wirken. Eine ausreichende Stabilität des ILN wird anhand der eigenen Ergebnisse vermutet und diese Annahme durch Ergebnisse klinischer Studien gestützt. Das Design des FGI muss überarbeitet werden, um damit das vielversprechende Konzept einer selbstständigen intramedullären Verriegelung umsetzen zu können.
Zuvor wurden die metrischen Daten wie Länge und Durchmesser zu den Knochen und deren Markhöhlen, sowie die Compactadicke von Humerus, Os femoris und Tibia bestimmt, um damit die passenden Nageldurchmesser und -längen wählen zu können. Es wurden 20 Knochen computertomographisch gescannt und vermessen. Die durchschnittliche Knochenlänge des Humerus betrug 106 mm, die der Markhöhle 89 mm. Das Os femoris maß 116 mm, seine Markhöhle 102 mm und die Tibia war 122 mm lang, ihre Markhöhle 112 mm.
Die engste Stelle der Markhöhle des Humerus war 3,9 mm, die des Os femoris 5,6 mm und die der Tibia 3,5 mm weit. Diese Daten führten zum Einsatz eines FGI mit einem Durchmesser von 3 mm in den Längen 90, 100 und 110 mm.
Im Torsionsversuch ergab sich eine durchschnittliche Steifigkeit des intakten Knochens von 0,29 Nm/Grad, für das ILN-Knochen-Frakturmodell eine von 0,05 Nm/Grad und für das FGIKnochen-Frakturmodell eine von 0,01 Nm/Grad. Der Knochen brach bei einer Torsion um 20,01°, die Implantat-Knochen-Frakturmodelle ließen sich um bis zu 50° rotieren, ohne zu versagen. Das ILN-Knochen-Frakturmodell hat bei Torsion knapp ein Sechstel der Steifigkeit des intakten Knochens und war fünfmal steifer als das FGI-Knochen-Frakturmodell.
Bei Kompression wies der intakte Knochen eine durchschnittliche axiale Steifigkeit von 1875,71 N/mm und das ILN-Knochen-Frakturmodell eine von 1017,01 N/mm auf. Der Knochen hielt einer durchschnittlichen Kompressionskraft von 3244,53 N stand und das ILNKnochen-Frakturmodell einer von 1642,06 N. Die Kompressionssteifigkeit des FGI-Knochen-Frakturmodells konnte nicht berechnet werden, da das Implantat kurz nach Beginn der Messungen versagte. Das ILN-Knochen-Frakturmodell war also gut halb so steif wie der intakte Knochen und deutlich steifer als das FGI-Knochen-Frakturmodell.
Die durchschnittliche Biegesteifigkeit des intakten Knochens betrug 187,71 N/mm, die des ILN-Knochen-Frakturmodells 63,84 N/mm und die des FGI-Knochen-Frakturmodells 20,89 N/mm. Das ILN-Knochen-Frakturmodell erreichte somit zwei Drittel der Biegesteifigkeit des intakten Knochens und war knapp dreimal so steif die das FGI-Knochen-Frakturmodell.
Das ILN-Knochen-Frakturmodell wies eine größere Steifigkeit bei Torsion, Kompression und Biegung auf und hielt bei Kompression sowie Biegung deutlich größeren Kräften stand als das FGI-Knochen-Frakturmodell. Dieses erwies sich als kaum kompressionsstabil und gleitet vermutlich unter axialer Krafteinwirkung im Knochen am Innencortex. Rückschlüsse auf den klinischen Einsatz sind nur bedingt möglich, da die getesteten Kräfte in vivo nicht isoliert und kontinuierlich, sondern gemeinsam und wiederholt am Knochen wirken. Eine ausreichende Stabilität des ILN wird anhand der eigenen Ergebnisse vermutet und diese Annahme durch Ergebnisse klinischer Studien gestützt. Das Design des FGI muss überarbeitet werden, um damit das vielversprechende Konzept einer selbstständigen intramedullären Verriegelung umsetzen zu können.
| Sprache | deutsch |
|---|---|
| Einbandart | gebunden |
| Themenwelt | Veterinärmedizin ► Klinische Fächer ► Pathologie |
| Veterinärmedizin ► Kleintier | |
| Schlagworte | Hardcover, Softcover / Medizin/Veterinärmedizin |
| ISBN-10 | 3-86664-658-5 / 3866646585 |
| ISBN-13 | 978-3-86664-658-2 / 9783866646582 |
| Zustand | Neuware |
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