Aus dem Anatomischen Institut der Tierärztlichen

Aus dem Anatomischen Institut der Tierärztlichen

Hochschule Hannover und der unfallchirurgischen Klinik

der Medizinischen Hochschule Hannover

___________________________________________________________________________

Vergleich der Primärstabilität einer Schenkelhalsendoprothese Typ Spiron mit der einer

konventionellen Geradschaftprothese Typ Zweymüller (Alloclassic ™ SL) am Hundefemur

- Eine biomechanische Studie

INAUGURAL– DISSERTATION

Zur Erlangung des Grades

einer Doktorin der Veterinärmedizin

(Dr. med. vet.)

durch die Tierärztliche Hochschule Hannover

vorgelegt von

Franziska Hühn

aus Schkeuditz (Sachsen)

Hannover 2005

Wissenschaftliche Betreuung: Univ. - Prof. Dr. H. Waibl

Priv.-Doz. Dr. T. Gerich

1. Gutachter: Univ. – Prof. Dr. H. Waibl

2. Gutachter: Jun. Prof. G. Hauschild

Tag der mündlichen Prüfung: 15.11.2006

Gewidmet meinen liebenden Eltern

1 Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung..........................................................................................................11

2 Literaturübersicht ............................................................................................12

2.1 Anatomie des Hüftgelenkes..................................................................................................12

2.1.1 Os femoris, proximaler Abschnitt .................................................................................12

2.1.2 Acetabulum ...................................................................................................................14

2.1.3 Gelenkaufbau ................................................................................................................15

2.1.3.1 Gelenkkapsel des Hüftgelenkes .............................................................................15

2.1.3.2 Bänder des Hüftgelenkes........................................................................................16

2.1.4 Muskulatur am Hüftgelenk............................................................................................16

2.1.5 Bewegungsumfang ........................................................................................................18

2.2 Biomechanik des caninen Hüftgelenkes...............................................................................18

2.2.1 Konstruktion der Hintergliedmaße................................................................................18

2.2.2 Statische Belastung der Hintergliedmaße .....................................................................19

2.2.3 Dynamische Belastung des Hüftgelenkes .....................................................................20

2.2.3.1 Ganganalysen .........................................................................................................21

2.2.3.2 Theoretische Modelle.............................................................................................21

2.2.3.3 Winkel des Hüftgelenkes .......................................................................................24

2.2.4 Anteversion des Collum femoris...................................................................................24

2.2.5 Druckverteilung und Lastübertragung an den Gelenkflächen des Hüftgelenkes ..........26

2.3 Biomechanik des Hüftgelenkes des Menschen ....................................................................28

2.4 Knochendichte und Knochendichtebestimmung..................................................................29

2.4.1 Aufbau des Röhrenknochens.........................................................................................29

2.4.2 Bestandteile des Knochens............................................................................................29

2.4.3 Bestimmung der Knochendichte, Osteodensitometrie ..................................................30

2.5 Indikationen für Hüftgelenkendoprothesen..........................................................................32

2.5.1 Indikationen beim Hund................................................................................................32

2.5.1.1 Hüftgelenksdysplasie .............................................................................................32

2.5.1.2 Aseptische Femurkopfnekrose - Calvé-Legg-Perthes-Erkrankung........................35

2.5.1.3 Weitere Indikationen ..............................................................................................36

2.5.2 Indikationen beim Menschen ........................................................................................37

2.5.2.1 Coxarthrose ............................................................................................................37

2.5.2.2 Schenkelhalsfraktur des Femurs.............................................................................38

2.5.2.3 Neoplasmen des Knochens und metastatische Knochentumoren ..........................40

2.6 Primärstabilität zementfreier Femurprothesen .....................................................................40

2.6.1 Methoden zur Bestimmung der Primärstabilität ...........................................................41

2.6.1.1 Numerische Methode .............................................................................................41

2.6.1.2 Experimentelle Methoden ......................................................................................41

2.6.1.3 Akute Methoden.....................................................................................................42

2.6.2 Einflussgrößen der Primärstabilität des Prothesenschaftes ...........................................43

2.7 Verankerungsprinzipien zementfreier Prothesen .................................................................47

2.8 Die Spiron-Schenkelhalsendoprothese.................................................................................48

2.8.1 Indikation ......................................................................................................................51

2.8.2 Bisherige Untersuchungen zur Spiron-Schenkelhalsendoprothese...............................51

2.9 Die Zweymüller-Prothese- Alloclassic™ SL.......................................................................52

2.9.1 Indikation ......................................................................................................................54

2.10 Zementfreie Hüftendoprothesen in der Humanmedizin.....................................................54

2.10.1 Die Spiron-Prothese in der Humanmedizin ................................................................55

2.11 Hüftendoprothesen in der Kleintiermedizin.......................................................................55

2.11.1 Zementierte Hüftendoprothesen..................................................................................55

2.11.2 Zementfreie Hüftendoprothesen..................................................................................56

3 Material und Methoden ...................................................................................58

3.1 Untersuchungsgut.................................................................................................................58

3.2 Vorversuche und Vorbereitung ............................................................................................60

3.3 Messung der absoluten Knochendichte................................................................................60

3.4 Implantation der Prothesen...................................................................................................63

3.4.1 Implantation der Spiron-Schenkelhalsprothese.............................................................63

3.4.2 Implantation der Zweymüller-Geradschaftprothese......................................................64

3.5 Messung der Relativbewegungen unter Belastung ..............................................................65

3.5.1 Messung der maximalen Belastung...............................................................................66

3.5.1.1 Versuchsaufbau und -durchführung .......................................................................66

3.5.2 Messung der Relativbewegungen mit dem Bewegungsanalysesystem.........................68

3.6 Protokollierung der Frakturform nach Maximalbelastung...................................................70

3.7 Statistische Auswertung .......................................................................................................71

4 Ergebnisse.........................................................................................................72

4.1 Absolute Knochendichte (BMD: Bone Mineral Density)....................................................72

4.1.1 Messung der Gesamtknochendichte..............................................................................73

4.1.2 Messung der trabekulären Knochendichte ....................................................................75

4.1.3 Messung der subkortikalen und kortikalen Knochendichte ..........................................77

4.1.4 Statistische Auswertung der Ergebnisse der Knochendichtemessung ..........................79

4.2 Messung der Maximal-Belastung.........................................................................................81

4.2.1 Statistische Auswertung ................................................................................................85

4.3 Bestimmung der Einsinktiefe und des elastischen Rückschwingens der Prothesen ...........86

4.3.1 Permanente Einsinktiefe der Prothesen.........................................................................86

4.3.1.1 Permanente Einsinktiefe pro Belastungsstufe........................................................87

4.3.2 Kurzzeitige Einsinktiefe der Prothesen unter Belastung...............................................88

4.3.2.1 Kurzzeitige Einsinktiefe pro Belastungsstufe ........................................................89

4.3.3 Gesamteinsinktiefe ........................................................................................................90

4.3.3.1 Gesamteinsinktiefe pro Belastungsstufe ................................................................91

4.4 Frakturformen nach Erreichen der Maximalbelastung.........................................................92

4.4.1 Frakturformen in Gruppe A (Femora mit Spiron-Prothese)..........................................92

4.4.2 Frakturformen in Gruppe B (Femora mit Zweymüller-Prothese) .................................93

4.4.3 Frakturformen in Gruppe C (Femora ohne Prothese) ...................................................94

5 Diskussion .........................................................................................................99

5.1 Künstlicher Hüftgelenkersatz in der Kleintiermedizin.........................................................99

5.1.2 Indikationen für den künstlichen Hüftgelenkersatz beim Hund..................................100

5.1.3 Zementierte oder zementfreie Hüftgelenksendoprothesen.........................................101

5.1.4 Verankerungsprinzipien der Spiron- und der Zweymüller-Prothese .........................103

5.2 Untersuchungsgut...............................................................................................................103

5.3 Bestimmung der Knochendichten ......................................................................................104

5.3.1 Osteodensitometrie mittels pQCT...............................................................................104

5.3.2 Ergebnisse der Knochendichtemessung ......................................................................105

5.4 Maximalbelastung ..............................................................................................................107

5.4.1 Methode.......................................................................................................................107

5.4.2 Ergebnisse ...................................................................................................................108

5.4.2.1 Frakturformen nach Maximalbelastung ...............................................................109

5.5 Primärstabilität ...................................................................................................................110

5.5.1 Einflussgrößen durch die Prothesen............................................................................110

5.5.2 Messung der Primärstabilität.......................................................................................111

5.6 Schlussfolgerung und Ausblick..........................................................................................113

Zusammenfassung.............................................................................................114

Summary............................................................................................................116

Anhang...............................................................................................................118

Literaturverzeichnis..........................................................................................126

Danksagung .......................................................................................................170

ABKÜRZUNGSVERZEICHNIS

A. Arteria

ATW Antetorsionswinkel

BMD Bone mineral density; Knochendichte

BMC Bone mineral content; Mineralgehalt des Knochens

CCD Centrum-Collum-Diaphysenwinkel

CT Computertomographie

DEXA Dual energy X-ray absorptiometry

DSH Deutscher Schäferhund

DSP Druckscheibenprothese

F.C.I Fédération Cynologique Internationale

FEM Finite-Elemente-Methode

For. Foramen

HD Hüftgelenkdysplasie

HHS Harris-Hip-Score

hgr. hochgradig

Inc. Incisura

i. S. im Sinne

lat. lateralis

Lig. Ligamentum

M. Musculus

m. musculi

Mm. Musculi

N. Nervus

O.F.A. Orthopedic Foundation for Animals

pQCT periphere Quantitative Computertomographie

QCT Quantitative Computertomographie

TBMD Total bone mineral density; Absolute Knochendichte

TEP Totalendoprothese

1 EINLEITUNG 11

1 Einleitung Krankhafte Schädigungen der Gelenke und degenerativer Verschleiß sind sowohl beim

Menschen als auch beim Hund Indikationen für den Einsatz eines künstlichen Hüftgelenkes. Der

künstliche Hüftgelenkersatz beim Hund hat sich seit den achtziger Jahren als Therapieform bei

dauerhaft schmerzhaften Hüftgelenkserkrankungen in der Veterinärorthopädie durchgesetzt. Dies

liegt zum einen an dem weiteren Anstieg von Hunden mit Hüftgelenksdysplasie (HD) und zum

anderen an der heutigen Stellung des Hundes als Familienmitglied bzw. Sozialpartner des

Menschen. Ziel der Hüftgelenkendoprothetik ist es, den Hund auf Dauer mit einem mechanisch

intakten, schmerzfreien artifiziellen Gelenk zu versorgen (OLMSTEAD, 1994).

Während der Einsatz der zementfixierten Hüftgelenkprothesen aufgrund vielfacher, guter

klinischer Erfolge in der Kleintiermedizin als etablierte Methode gilt, befinden sich die

zementfreien Prothesensysteme, vor allem im Bezug auf Langzeitresultate, derzeit noch in der

Erprobungsphase. In der zementfreien Hüftgelenkendoprothetik werden metaphysäre und

diaphysäre Verankerungen unterschieden.

In der vorliegenden Arbeit wird die Primärstabilität der zementfreien Schenkelhalsendoprothese

Typ Spiron (metaphysäre Verankerung) am Hundefemur untersucht und mit einer

konventionellen, ebenso zementfreien Geradschaft-Prothese Typ Zweymüller (diaphysäre Ver-

ankerung) verglichen.

12 2 LITERATURÜBERSICHT

2 Literaturübersicht

2.1 Anatomie des Hüftgelenkes

Die Articulatio coxae des Hundes wird aus der konvexen Gelenkfläche des Caput ossis femoris

und der konkaven Facies lunata des Acetabulum geformt. Den Rand der Facies lunata überhöht

der faserknorpelige Ergänzungssaum, Labrum acetabulare, so dass die Pfanne über den Äquator

des Gelenkkopfes hinausreicht und dieser um mehr als zur Hälfte umfasst wird (NICKEL et al.

1992). So wird aus dem Kugelgelenk ein Nussgelenk, eine Sonderform des Kugelgelenkes. Nach

HENSCHEL (1983) ist das canine Hüftgelenk ein einfaches Kugelgelenk, da seinen

Untersuchungen zu Folge beim Hund kein Labrum acetabulare ausgebildet ist und infolge dessen

der Kopf um weniger als die Hälfte von der Pfanne umschlossen wird.

Die Bewegungen des Kugelgelenkes werden didaktisch auf die drei Hauptebenen des Raumes

zurückgeführt: in der Sagittalebene - Flexion und Extension, in der Transversalebene - Adduktion

und Abduktion und in der Vertikalebene - Innen- und Außenrotation. Zusätzlich ist auch eine

laterale Translation in neutraler Stellung unter lateromedialer Zugbelastung möglich (SMITH et

al. 1990, HEYMAN et al. 1993).

Am Hüftgelenk sind das Os femoris und das Os coxae mit seinen drei Anteilen des Os ilium, Os

ischii und Os pubis beteiligt.

2.1.1 Os femoris, proximaler Abschnitt

Das Os femoris stellt das Stylopodium der freien Beckengliedmaße dar. Es ist der stärkste

Knochen des Skelettes. Das proximale Endstück trägt das halbkugelige Caput ossis femoris, das

beim Fleischfresser durch ein deutliches Collum vom Corpus ossis femoris abgesetzt ist und

deutlich kraniomedial vorragt. Die überknorpelte Gelenkfläche des Caput ossis femoris ist größer

als die des Acetabulum, was charakteristisch für den konvexen Teil von Kugelgelenken ist

(SMITH 1963). Mit Ausnahme der Fovea capitis ist das Caput ossis femoris fast komplett mit

Gelenkknorpel überzogen. Diese Bandgrube liegt auf der medialen Fläche des Caput und dient

dem Ansatz des Lig. capitis ossis femoris.

Das Caput ossis femoris ist nur annähernd halbkugelförmig (SHIVELY u. VAN SICKLE 1982)

und weist rassetypische Unterschiede in der Ausprägung seiner Form auf (RICHTER u.

LOEFFLER 1976). So besitzt der Deutsche Schäferhund einen fast halbkugelförmigen

Femurkopf, der dem Femurhals breitflächig aufsitzt. Der Teckel hat dagegen eine längsovale

2 LITERATURÜBERSICHT 13

Gelenkfläche, die medial deutlich vom Femurhals abgesetzt ist und kappenförmig übersteht.

Abb. 1: Linkes Os femoris, Kaudalansicht; die Form der Gelenkfläche variiert rasseabhängig durch eine unterschiedliche Lage des medialen und dorsalen Gelenkrandes (RICHTER 1977).

Der Gelenkkopf ist rasseabhängig mehr oder weniger deutlich durch den Femurhals vom

Femurschaft abgesetzt (Abb. 1). Das Collum ossis femoris bildet distal einen Winkel zum

Femurschaft, den sogenannten Centrum-Collum-Diaphysenwinkel (CCD), der die Abweichung

des Femurhalses aus der Sagittalebene beschreibt. Der CCD beträgt beim Deutschen Schäferhund

durchschnittlich 147° (STERCHI 1980). Darüber hinaus ist der Femurhals bei den einzelnen

Hunderassen und individuell unterschiedlich kranial gedreht. Der Winkel, den der Femurhals

dabei mit der Femurkondylenachse bildet, ist der Anteversionswinkel (ATW). Dieser Winkel

misst durchschnittlich 31° (MONTAVON et al. 1985).

Lateral des Gelenkkopfes befindet sich der Trochanter major zum Ansatz des M. glutaeus

medius, dem stärksten Strecker des Hüftgelenkes sowie Rückwärts- und Aufwärtsführer der

gesamten Gliedmaße (NICKEL et al. 1992). Der Trochanter major ist über einen Knochensteg

mit dem lateralen Anteil des Femurhalses verbunden. Dieser stellt die proximale Begrenzung der

Fossa trochanterica dar, in der die kleinen Rotationsmuskeln des Beckens ansetzen. Der

Trochanter major erreicht beim Hund, mit Ausnahme des Teckels, in der Regel die Höhe des

Femurkopfes, bei verschiedenen Hunderassen, wie auch beim Deutschen Schäferhund bleibt er

unter dieser Höhe (RICHTER u. LOEFFLER 1976). Kaudal zwischen Trochanter major und dem

mediodistal gelegenen Trochanter minor zeichnet sich eine stumpfe, rauhe Linie, die Crista

intertrochanterica, ab. Der Trochanter minor bildet die Ansatzstelle für den M. iliopsoas. An der

Lateralfläche des Schaftes, distal vom Trochanter major, kann der Trochanter tertius bei stark

bemuskelten Tieren als undeutliche Rauhigkeit vertreten sein. Der M. glutaeus superficialis findet

hier seinen Ansatz. Weiter distal, auf der beim Hund kranial gebogenen Kaudalfläche des

Femurschaftes, befindet sich das Planum trochantericum.


2.1.2 Acetabulum

Das konkave, sich schräg kaudolateral öffnende Acetabulum hat eine annähernd halbkugelige

Form. Es ist kaudoventral durch die Incisura acetabuli unterbrochen. Die peripher gelegene, mit

Gelenkknorpel überzogene Artikulationsfläche ist halbmondförmig und wird daher Facies lunata

genannt. Zentral liegt die Fossa acetabuli. Sie trägt keinen Gelenkknorpel, sondern bietet dem

Lig. capitis ossis femoris Ursprung. Der Rand des Acetabulum wird durch das undeutliche,

knorpelige Labrum acetabulare erhöht. Die Form der Beckenpfanne ist der Form des

Femurkopfes entsprechend angepasst und variiert somit rasseabhängig (RICHTER u.

LOEFFLER 1976). Das Acetabulum des Dackels ist längsoval und reicht nicht so weit nach

dorsal wie beim Deutschen Schäferhund. Bei anderen Hunderassen, bei welchen die Form der

Facies lunata annähernd kreisförmig ist, wie z.B. beim Boxer und Pudel, entsprechen sich

Längen- und Höhendurchmesser. Der Deutsche Schäferhund nimmt eine Zwischenstellung

zwischen diesen beiden Formvarianten ein.

Im kranialen Bereich ist die Facies lunata bei allen Rassen am breitesten ausgebildet. Sie wird im

mittleren dorsalen Pfannendach am schmalsten und nimmt im kaudalen Bereich wieder an Breite

zu (RICHTER u. LOEFFLER 1976, EVANS 1993). Im kranialen Bereich ist die Facies lunata

beim Deutschen Schäferhund ca. 16 mm tief und im Pfannendach ca. 9 mm breit (WAIBL 1988).

Bei einem mittelgroßen Hund ist das Acetabulum durchschnittlich 1 cm tief und hat einen

Durchmesser von 2 cm.

Am vorderen Pfannenrand bildet die höckerige Area lat. m. recti femoris (Muskelhöcker für den

Ursprung des M. rectus femoris) die kraniale Begrenzung. Der vordere Pfannenrand beschreibt

bei Schäferhund und Pudel einen kaudolateral verlaufenden Bogen, beim Boxer ist er kantiger

abgesetzt. Die Area lat. m. recti femoris überragt beim Dackel den vorderen Rand lateral und den

Ramus acetabularis ossis ischii ventral. Beim Spaniel verläuft der vordere Pfannenrand flach

nach kaudolateral.

Das Acetabulum entsteht beim Hund aus vier getrennten Einzelknochen, dem Os ilium, dem Os

pubis, dem Os ischii und kurzfristig dem Os acetabuli. Der kraniolaterale Anteil wird vom

Corpus ossis ilii und der kaudolaterale Teil vom Corpus ossis ischii gebildet. Das Corpus ossis

pubis schiebt sich von medial zwischen Darm- und Sitzbein. Sie verbinden sich zunächst durch

Knorpelfugen im Acetabulum. Das Os acetabuli, der Knochenkern eines Schaltknochens,

befindet sich im Zentrum zwischen den drei anderen Knochen (DYCE et al. 1991, NICKEL et al.

1992, EVANS 1993). Die Angaben in der Literatur zum zeitlichen Auftreten des Os acetabuli


sind nicht einheitlich. So erscheint es nach HARE (1961) in der 7. bis 12. Lebenswoche.

KÖPPEL (1986) grenzt das Sichtbarwerden dieses Knochenkerns im Röntgenbild auf die 8. bis

11. Lebenswoche ein. Laut SCHRAN (1973) lässt sich dieser Zeitpunkt sogar auf die 9.

Lebenswoche einengen.

Im Alter von ca. 8 Wochen verschmilzt das Os acetabulare mit dem Schambein und später mit

Darm- und Sitzbein (8-12 Wochen). Ab dem 4. bis 6. Lebensmonat verknöchern die

Einzelknochen vollständig zum einheitlichen Os coxae. Während der Ausbildung des

Pfannendaches bzw. der Tiefe der Gelenkpfanne wurde ein weiterer Schaltknochen, der „T-

Pfannendachkern“ bzw. das „Os coxae quartum“ am Pfannendachrand beobachtet (KÖPPEL

1991), das ab der 14. Lebenswoche röntgenologisch sichtbar wird. Nach MAYRHOFER (1980),

die den Knochenkern als Randapophyse der Hüftgelenkspfanne bezeichnet, ist er wiederum erst

mit vier bis 4,5 Monaten röntgenologisch sichtbar.

Ventral verbinden sich die beiden Hüftbeine in der Symphysis pelvina miteinander. Dorsal

besteht eine Verbindung im straffen Iliosakralgelenk mit dem Kreuzbein.

2.1.3 Gelenkaufbau

2.1.3.1 Gelenkkapsel des Hüftgelenkes

Die Capsula articularis entspringt proximal am Rand des Acetabulums und setzt distal des

Femurkopfes am Collum ossis femoris, dicht an der überknorpelten Gelenkfläche an. Sie

umschließt die geräumige Gelenkhöhle. Die Kapsel besteht als Fortsetzung des Periostes aus

zwei Schichten. Die äußere Membrana fibrosa stellt sich als derbe, fibröse Faserschicht dar. Die

innere Membrana synovialis ist reich an Lymph- und Blutgefäßen sowie an Nerven. Sie wird

innerviert von Rami articulares der vier Plexusnerven: N. ischiadicus, N. femoralis, N. glutaeus

cranialis und N. obturatorius sowie aus Nervenästen der umgebenden Muskeln und des Periostes

(STASZYK u. GASSE 2002). Die Membrana synovialis sezerniert über ihre mesotheliale

Oberfläche die Synovia, eine muzinhaltige, daher fadenziehende, klare, bernsteinfarbene

Flüssigkeit, welche die Reibung zwischen den Gelenkknorpelenden herabsetzt und zur Ernährung

des gefäßlosen Knorpels dient. Der M. articularis coxae legt sich kraniolateral der Kapsel an und

spannt diese (BUDRAS et al. 2000).


2.1.3.2 Bänder des Hüftgelenkes

Am Hüftgelenk des Hundes sind keine deutlichen, führenden Bänder erkennbar. Es wird

hauptsächlich durch die Kapsel, Kapselverdickungen und die umgebenden Muskeln stabilisiert.

Lediglich zwei Bänder mit z.T. ungeklärten Funktionen, Lig. capitis ossis femoris und das Lig.

transversum acetabuli, ergänzen das Gelenk. Das Lig. capitis ossis femoris verläuft zwischen der

Fossa acetabuli des Acetabulums und der Fovea capitis des Femurkopfes. Eine Abspaltung des N.

obturatorius (STASZYK u. GASSE 2002) und die Teiläste der A. ligamenti capitis ossis femoris

(KÖPPEL 1991) verlaufen in ihm in Richtung Femurkopf. Die Funktion des Lig. capitis ossis

femoris ist weitgehend unklar (KÖPPEL 1991). Es hat eine bremsende Wirkung bei extremen

Torsions-, Ad- und Abduktionsbewegungen. Da es relativ lang ist (1 bis 1,5 cm), kann ihm, mit

Ausnahme der ersten Lebenswochen (RISER 1973), keine Haltefunktion zugeschrieben werden

(HENSCHEL 1983, SMITH et al. 1990, KÖPPEL 1991). Es liegt in einer Schleife über der Fossa

acetabuli und lässt sich erst nach Eröffnung des Hüftgelenkes komplett entfalten. Daher könnte es

auch eine stoßbrechende Funktion haben, entsprechend dem bindegewebigen Pulvinar

acetabulare beim Menschen (KÖPPEL 1991). Man vermutet ebenso eine gewisse Rolle in der

Gefäßversorgung des Caput ossis femoris, da in ihm bis zum Ende der Wachstumsphase die

Teiläste der A. ligamenti capitis ossis femoris verlaufen (KÖPPEL 1991, BUDRAS et al. 2000).

Das zweite Band des Hüftgelenkes, das Lig. transversum acetabuli, verbindet die Spitzen der

Facies lunata und überbrückt die Inc. acetabuli. Diese wird dadurch nahezu komplett

verschlossen. Das Lig. transversum hält somit das Femurkopfband in seiner Lage (NICKEL et al.

1992).

2.1.4 Muskulatur am Hüftgelenk

Die an der Bewegung des Hüftgelenkes teilhabenden Muskeln sind zahlreich und stark und

ermöglichen somit eine vielseitige Beweglichkeit (BUDRAS et al. 2000).

Sie lassen sich topographisch in vier Gruppen einteilen: die äußeren Hüft- und Kruppenmuskeln,

die Hinterbackenmuskeln, die medialen Oberschenkelmuskeln und die tiefen Hüftgelenks-

muskeln.

Die äußeren Hüft- und Kruppenmuskeln führen die Extension des Hüftgelenkes sowie die

Abduktion der Gliedmaße durch und wirken somit während des Ganges dem Körpergewicht

entgegen. Zu dieser Muskelgruppe gehören der M. glutaeus superficialis, M. glutaeus medius, M.

piriformis und der M. glutaeus profundus. Sie entspringen an der Facies glutaea ossis ilii bzw. am


Kreuzbein, dem Corpus ossis ilii und dem Lig. sacrotuberale. Sie inserieren am Trochanter major

ossis femoris und an der Tuberositas glutaea ossis femoris (M. glutaeus superficialis).

Die Hinterbackenmuskeln, zu denen der M. biceps femoris, M. semitendinosus, M.

semimembranosus und M. abductor cruris caudalis zählen, stellen ebenfalls Strecker des

Hüftgelenkes dar. Der Ursprung der Hinterbackenmuskeln liegt am Sitzbein und am Lig.

sacrotuberale. Sie finden ihren Ansatz überwiegend distal des Kniegelenkes in der Fascia cruris

und an der Tibia. Der M. semimembranosus setzt sowohl am Condylus medialis ossis femoris als

auch am Condylus medialis tibiae an. Der M. semitendinosus und der M. semimembranosus

haben neben einer Extensionsfunktion auch eine Pronations- und Abduktionswirkung im

Hangbein.

Zu den Flexoren des Hüftgelenkes gehören der M. sartorius cranialis, M. tensor fasciae latae, M.

iliopsoas und M. rectus femoris. Der M. sartorius cranialis entspringt am Tuber coxae und der

Crista iliaca und inseriert in der Fascia cruris und an der Crista tibiae. Der M. tensor fasciae latae

kommt ebenfalls vom Tuber coxae und inseriert in der Fascia cruris. Der M. iliopsoas hat seinen

Ursprung ventral an den kranialen Lendenwirbeln und Rippen bzw. am Os ilium, zieht durch die

Lacuna musculorum zum Oberschenkel und setzt dort am Trochanter minor an. Der M. rectus

femoris ist ein Anteil des M. quadriceps femoris, welcher am Darmbeinkörper entspringt und

über das Lig. patellae an der Tuberositas tibiae ansetzt (NICKEL at al. 1992).

Die Adduktoren umfassen die medialen Oberschenkelmuskeln: M. sartorius caudalis, M. gracilis,

M. adductor magnus, M. adductor brevis und M. pectineus. Sie entspringen, mit Ausnahme des

M. sartorius caudalis, in der Gegend der Symphysis pelvina und inserieren an der Facies aspera

ossis femoris bzw. in der Fascia cruris (M. gracilis).

Die tiefen Hüftgelenksmuskeln („kleine Beckengesellschaft“) repräsentieren eine Gruppe von

Rotationsmuskeln, die kaudal des Hüftgelenkes liegen. Ihre Funktion ist die Auswärtsdrehung

des Oberschenkels und Streckung des Hüftgelenkes, mitunter auch die akzessorische Abduktion,

je nach Stellung des Femurs. Dazu gehören der M. obturatorius internus, M. obturatorius

externus, die Mm. gemelli und der M. quadratus femoris. Sie entspringen am Hüftbein nahe dem

For. obturatum bzw. am Tuber ischiadicum und inserieren in der Fossa trochanterica ossis

femoris.


2.1.5 Bewegungsumfang

NEWTON (1985) ermittelte an 10 Mischlingshunden den durchschnittlichen Bewegungsumfang

des Hüftgelenkes. VOLLMERHAUS et al. (1994) bestimmten die Bewegungsumfänge des

caninen Hüftgelenkes. Es ergaben sich folgende Winkelwerte des Hüftgelenkes für die einzelnen

Bewegungsarten:

Bewegung Umfang

nach NEWTON

Umfang

nach VOLLMERHAUS et al.

Flexion 70-80°

Extension 80-90°

ca. 100-130°

Abduktion 70-80°

Adduktion 30-40°

ca. 80-130°

Innenrotation 50-60°

Außenrotation 80-90°

ca. 100°

Tab. 1: Bewegungsumfänge am Hüftgelenk beim Hund nach NEWTON (1985) und VOLLMERHAUS et al. (1994)

Nach LOTT (1988) bildet das Hüftgelenk im Stand beim Deutschen Schäferhund einen Winkel

von 126° (109°-146°) und beim Boxer von 124° (116°-138°).

2.2 Biomechanik des caninen Hüftgelenkes

Eine zentrale Stellung in der Diskussion zur Mechanik des Hüftgelenkes nimmt die Arbeit von

PRIEUR (1980) ein. Er setzte die Grundlagen der Biomechanik der menschlichen Hüfte nach

PAUWELS (1973) für die Verhältnisse beim Hund um. Auf diesen wichtigen Erkenntnissen

bauen die meisten späteren Arbeiten auf.

Um die Verteilung der vertikalen und horizontalen Kräfte zu erforschen, wurden Ganganalysen

(DUELAND et al. 1977) durchgeführt und theoretische Modelle (PRIEUR 1980, ARNOCZKY

u. TORZILLI 1981) erstellt.

2.2.1 Konstruktion der Hintergliedmaße

Das statische Konstruktionsprinzip der Hintergliedmaße unterscheidet sich deutlich von jenem

der Schultergliedmaße, die als vertikal stützende Säule bzw. als Auffanghebel, der von der


Hintergliedmaße zugeschobenen Last agiert. Dieser Vorwärtsschub der Beckengliedmaße wird

über das straffe Iliosakralgelenk auf die Wirbelsäule und somit indirekt auf die Vordergliedmaße

übertragen. Die Beckengliedmaße stellt also einen stark gewinkelten Stemm- oder Wurfhebel dar.

Daraus resultiert die stärkere Bemuskelung der Hinterhand (NICKEL et al. 1992).

2.2.2 Statische Belastung der Hintergliedmaße

Im Stand trägt die Hinterhand des Hundes nur ca. 30% (KÜPPER 1980, PRIEUR 1980) bis 40%

(KÖPPEL 1991) des Körpergewichtes, je nach Lage des Körperschwerpunktes. Je weiter kaudal

sich der Schwerpunkt befindet, desto mehr Körpergewicht lastet auf der Hintergliedmaße. Die

Lage des Schwerpunktes im Stand ist rasseabhängig (Abb. 2). Boxer, Greyhound und Whippet

gehören zu den stark vorderlastigen Rassen. Ca. 76-79% des Körpergewichtes lasten bei ihnen

auf der Vordergliedmaße. Bei weniger vorderlastigen Rassen wie Rottweiler, Pudel, Deutscher

Schäferhund, Dobermann, Deutsch Drahthaar und Terrier trägt die Vordergliedmaße 58-68% der

Last. Auch bei adipösen Tieren verlagert sich der Schwerpunkt kaudal (LARCHÉ 1962).


Abb. 2: Rasseabhängige Lage des Schwerpunktes und die davon abhängige Verteilung der Körperlast auf Vorder- und Hinterhand (Abb. LARCHÉ, 1962).

2.2.3 Dynamische Belastung des Hüftgelenkes

Bewegungen mit Ortsveränderungen (Lokomotion) beruhen prinzipiell auf einer Verschiebung

des Schwerpunktes nach vorne, zur Seite oder nach hinten. Die Hauptbewegungsrichtung beim

Hund ist nach vorne, weshalb auch der gesamte Körperbau auf die Vorwärtsbewegung

ausgerichtet ist. Auf die Bewegung nach vorn eingestellt, liegt der Körperschwerpunkt näher am

vorderen Rand der Unterstützungsfläche, aber nie davor (NICKEL et al. 1992).

Bei der Vorwärtsbewegung werden die Gelenke einer Hintergliedmaße gestreckt und deren

Abstemmen gegen den Boden eingeleitet. Der bodenwärts gerichtete Druck wird in einen nach

vorne gerichteten Schub umgewandelt, der sich über das Becken und das Iliosakralgelenk auf den


Rumpf überträgt. Der Körperschwerpunkt verschiebt sich in Richtung der diagonalen

Vordergliedmaße, die vom Boden abgehoben wird. Die den Schub auslösende Hintergliedmaße

hebt vom Boden ab und schwingt nach vorne, um den Schwerpunkt aufzufangen. Gleiches spielt

sich verzögert an den Gliedmaßen der anderen Seite ab. Es resultiert ein Pendeln des

Körperschwerpunktes nach rechts und links (NICKEL et al. 1992).

Die so auf das Hüftgelenk wirkende Kraft in der Bewegung ist erheblich größer als im Stand und

kann in eine vertikale und eine horizontale Komponente unterteilt werden. Den vertikalen Anteil

stellt überwiegend die Körpergewichtskraft dar, den horizontalen Anteil repräsentiert größtenteils

die vorwärtstreibende Kraft (DUELAND et al. 1977, PRIEUR 1980).

2.2.3.1 Ganganalysen

Durch Ganganalysen beim Hund konnte gezeigt werden, dass die Hintergliedmaßen auch in der

Bewegung höchstens 40% des Körpergewichtes tragen (BUDSBERG et al. 1987, PAGE et al.

1993). In biokinematischen Studien konnten die Gelenkwinkelung und die Phasen des Ganges

untersucht werden (ADRIAN et al. 1966, DECAMP et al. 1993, ALLEN et al. 1994). Die

Bestimmung der Bodenreaktionsfläche erfolgte in biokinetischen Untersuchungen (HUTTON et

al. 1969, DUELAND et al 1977, BUDSBERG et al. 1987). Dabei wurden mittels

Bodenkraftmessplatten Richtung und Größe der Kraft während des Auffußens der Gliedmaßen

ermittelt.

In Ganganalysen zeigte sich weiterhin, dass die dynamische Belastung während der

Vorwärtsbewegung dann am größten war, wenn die Last während der mittleren Standbeinphase

auf nur einem Hinterbein lag. Durch die entstehenden Bodenreaktionskräfte ließen sich erste

Aussagen zur Belastung der Gliedmaße treffen. Während des Schrittes konnten

Bodenreaktionskräfte in Höhe des 0,8fachen Körpergewichtes (HUTTON et al. 1969) gemessen

werden. Die Belastung stieg mit zunehmender Geschwindigkeit bis zum 1,1fachen des

Körpergewichtes (DUELAND et al. 1977).

2.2.3.2 Theoretische Modelle

Die im Hüftgelenk wirkenden Kräfte konnten theoretisch über zweidimensionale (BADOUX u.

HOOGEVEEN 1976, PRIEUR 1980, ARNOCZKY u. TORZILLI 1981, WEIGEL u.

WASSERMANN 1992) und dreidimensionale (SHAHAR u. BANKS-SILLS 2002) Modelle

berechnet werden. Aus Längen- und Winkelmaßen der Strukturen am Hüftgelenk ließen sich


durch Vereinfachungstechniken die Größe und Richtung der Hüftgelenkskräfte berechnen.

PRIEUR (1980) ermittelte in einem vereinfachten zweidimensionalen Modell die Kräfte, die auf

das Hüftgelenk wirken. Er zeigte, dass die Belastung des Hüftgelenkes nicht nur vom

Körpergewicht abhängig ist, sondern auch von der Länge der Hebelarme am Hüftgelenk und von

der Beschleunigung des Hundes. Die Gliedmaßen werden während des Ganges abwechselnd

rechts und links der Medianen belastet. Durch die einseitige Last des Körpergewichtes entsteht

medial des Hüftgelenkes ein Drehmoment am Becken. Nach den Grundprinzipien zur Erhaltung

des Gleichgewichtes der Kräfte (PAUWELS 1973) muss lateral eine Muskelkraft

entgegengesetzt werden, um den Körperschwerpunkt im Gleichgewicht zu halten. Diese Aufgabe

erfüllen die Hüftabduktoren, vor allem die Glutaealmuskulatur, die am Trochanter major

ansetzten. Die Strecke zwischen Femurkopfzentrum und Trochanter major entspricht der Länge

des Hebelarmes der Glutaealmuskeln. Der Abstand zwischen Femurkopfzentrum und der

Körperachse (Abb. 3) wiederum stellt den Hebelarm des entstehenden Drehmomentes dar; dieser

ist ca. 2- bis 3-mal länger. Die Summe der Kräfte der Hebelarme ist die Kraft, die auf den

Femurkopf einwirkt. Da der mediale Hebelarm mindestens doppelt so lang ist wie der laterale,

muss die Muskelkraft auch mindestens doppelt so groß sein um das Gleichgewicht zu halten. Die

Drehpunkte der beiden Hebelarme setzen im Zentrum des Femurkopfes an. Somit entspricht die

auf den Femurkopf einwirkende Kraft einem Vielfachen des Körpergewichtes und die Belastung

des Hüftgelenkes kann je nach Rasse das 3- bis 4fache des Körpergewichtes betragen. Bei

Beschleunigung des Körpers werden die im Hüftgelenk auftretenden Kräfte zusätzlich vergrößert

(PRIEUR 1980).


Abb. 3: Darstellung der Hebelarme des Hüftgelenkes zur Berechnung der Größe der Belastung im Hüftgelenk; sie haben einen gemeinsamen Drehpunkt im Femurkopfzentrum, die Kraft, die auf den Femurkopf einwirkt, entspricht dem 3- bis 4fachen Körpergewicht (PRIEUR 1980).

Auch ARNOCZKY und TORZILLI (1981) erkannten, dass das Hüftgelenk größeren Kräften als

dem einfachen Körpergewicht ausgesetzt ist. Sie berechneten in einem vereinfachten

zweidimensionalen geometrischen Modell, basierend auf dem Prinzip des Gleichgewichtes der

Kräfte im Hüftgelenk, eine Kraft in Höhe des 1,5fachen Körpergewichtes, die in der dreibeinigen

Standphase auf das belastete Hüftgelenk einwirkt. Die Hüftgelenkskraft wurde vermehrt durch

verkleinerte Hebelarmlängen bei einem vergrößerten Centrum-Collum-Diaphysenwinkel oder

durch eine zusätzliche Abduktion der Gliedmaße. Diese Berechnungen beschränkten sich auf

eine zweidimensionale Analyse der Kräfte in der Transversalebene, in der Ab- und

Adduktionskräfte während der dreibeinigen Standphase des Ganges wirken.

Dieses Modell wurde von WEIGEL und WASSERMANN (1992) weiterentwickelt. Sie

demonstrierten den Zusammenhang von Bewegung, Beschleunigung, Körpergewicht und

Muskelzug auf die Größe der horizontalen und vertikalen Hüftgelenkskräfte. So konnten sie

zeigen, dass sich durch eine lineare Beschleunigung und Winkelbeschleunigung die Belastung

des Hüftgelenkes vergrößert.

In einem dreidimensionalen, mathematischen Modell der Hintergliedmaße des Hundes

berechneten SHAHAR und BANKS-SILLS (2002) näherungsweise die Hüftgelenkskräfte im

Stand. Daten zur Muskellänge, zu physiologischen Querschnitten, Ursprungs- und Ansatzstellen


der Muskeln, Hebelarmen und Gelenkwinkeln flossen in die Berechnungen ein. Sie ermittelten

eine Kraft zwischen dem 0,73- und 1,04fachen des Körpergewichtes, die in der mittleren

dreibeinigen Standphase des langsamen Ganges auf das Acetabulum einwirkt. Die Richtung des

Kraftvektors der Resultierenden R in der mittleren Standbeinphase des langsamen Schrittes

verlief nach ventral, kaudal und lateral. Dabei bildete er einen Winkel von 30° nach ventral in

Relation zur Femurhals-(z)-Achse und 20° nach kaudal in Relation zur x-y-Ebene (PAGE et al.

1993).

2.2.3.3 Winkel des Hüftgelenkes

Die Winkelung im Hüftgelenk in der mittleren Standbeinphase beim Hund wurde in

kinematischen Untersuchungen ermittelt. Das Femur befindet sich in der mittleren

Standbeinphase in der Sagittalebene in einem Flexionswinkel von 110° in Bezug zur

Darmbeinsäule, in einem Abduktionswinkel von 105° zum Beckenboden in der Transversalebene

und einem Innenrotationswinkel von 0° bezogen auf die Femurlängsachse (ADRIAN et al. 1966,

BERGMANN et al. 1984, PAGE et al. 1993, SHAHAR u. BANKS-SILLS 2002).

2.2.4 Anteversion des Collum femoris

Der Anteversions- oder Antetorsionswinkel gibt den Grad der Torsion des Femurhalses nach

kranial an (Abb. 4). Er wird zwischen der Achse des Femurhalses in der Transversalebene und

der Femurkondylenebene gemessenen (SCHAWALDER u. STERCHI 1981a). Die Messung

dieses Winkels liefert je nach Messmethode unterschiedliche Werte. Bei der Messung der

Femurtorsion an Femurpräparaten wurden durchschnittliche Werte zwischen 5,4° (DUELAND

1980) und 10° (RISER 1973, RISER et al. 1985) ermittelt. MAHRINGER (1991) erkannte

dagegen mit dem Riedschen Messbrett, Ansteckgoniometer und Tasterzirkel einen

Anteversionswinkel von durchschnittlich 33° ± 8,66°.

Die Femurtorsion kann auch am Röntgenbild bestimmt werden. NUNAMAKER et al. (1973)

maßen am Röntgenbild einen mittleren Anteversionswinkel von 27°. Anhand einer biplanaren

Röntgenmethode wurden in indirekter Messung Winkel zwischen 18° bis 47° (MONTAVON et

al. 1985) und deren Mittelwerte von 31° bis 33° (STERCHI 1980, SCHAWALDER u. STERCHI

1981a, SCHAWALDER u. STERCHI 1981b, BARDET et al. 1983, MONTAVON et al. 1985,

MONTAVON 1992) bestimmt.


Abb. 4: Anteversionswinkel des rechten Collum ossis femoris( nach MONTAVON 1992)

Beim Deutschen Schäferhund gelten Werte unter 18° (26°) und über 42° (48°) als pathologisch.

Mit einer computertomographischen Methode ist es möglich, anhand von CT-Schnittbildern die

Femurtorsion lagerungsunabhängig rechnerisch zu ermitteln. Dabei wurden Anteversionswinkel

zwischen durchschnittlich 33,2° (17-49°) für kleine Rassen und 33,8° (19-50°) für große Rassen

gemessen (LÖER 1999). Neben der rassetypischen, findet sich auch eine alters- und

geschlechtsspezifische Abhängigkeit des Anteversionswinkels (RISER 1973, HAUPTMANN u.

BUTLER 1980, STERCHI 1980, SCHAWALDER u. STERCHI 1981a, BARDET et al. 1983,

MAHRINGER 1991, MONTAVON 1992, LÖER 1999).

PRIEUR (1980) sowie ARNOCZKY und TORZILLI (1981) stellten fest, dass bei einem

vergrößerten Anteversionswinkel und Coxa valga der Hebelarm zwischen dem Zentrum des

Femurkopfes und dem Trochanter major verkürzt war und dadurch der Druck, der auf den

Femurkopf im Acetabulum wirkte, größer wurde. Dies begünstigt die Entstehung von

degenerativen Hüftgelenkserkrankungen. Der ursächliche Zusammenhang zwischen einem

vergrößerten Anteversionswinkel und der Entstehung von degenerativen

Hüftgelenkserkrankungen, wie der Hüftgelenksdysplasie (HD), ist jedoch nicht eindeutig belegt.

Einige Autoren bestätigen einen Zusammenhang (NUNAMAKER 1974, DUELAND 1980,

MONTAVON et al. 1985) und andere konnten keinen direkten Zusammenhang zwischen

vergrößertem Anteversionswinkel und der HD erkennen (RISER u. SHIRER 1966,

HAUPTMANN et al. 1985, SCHAWALDER et al. 1997).


2.2.5 Druckverteilung und Lastübertragung an den Gelenkflächen des Hüftgelenkes

Für die Belastung der Gelenkflächen des Hüftgelenkes stellten BADOUX und HOOGEVEEN

(1976) fest, dass eine exzentrische Lasteinwirkung im Hüftgelenk eine entscheidende Rolle in

der Entstehung der Hüftgelenksdysplasie spielt. Das Acetabulum eines hüftgesunden, adulten

Hundes weist, mit Ausnahme von Dackel und Deutschem Schäferhund, eine gleichmäßig runde

Form auf. Aufgrund der Kongruenz der belasteten Gelenkknorpelflächen wird der Druck pro

Fläche gleichmäßig über eine möglichst große Fläche der Facies articularis übertragen. Bei

juvenilen Hunden hingegen ist das Acetabulum queroval geformt, so dass vor allem im dorsalen

Bereich bei der Artikulation mit dem Femurkopf eine Inkongruenz vorhanden ist. Das

Pfannendach wird erst unter Belastung zur Artikulationsfläche und gleicht so die Inkongruenz

aus. Auch bei dysplastischen Acetabula zeigte sich eine ähnlich ovale Form, wie sie beim

juvenilen Acetabulum zu finden ist. Der mangelnde Kontakt im dorsalen Pfannenbereich führt

aufgrund fehlender Stimulation des Knorpels zu einer Degeneration und Abflachung der

Knorpelfläche. Da die Belastungsfläche verkleinert wird und somit der Druck auf diese Fläche

steigt, entstehen Belastungsspitzen, was zur Überbelastung des Gewebes führt und die

Entstehung der Coxarthrose begünstigt.

Zwischen zwei Gelenkflächen eines Gelenkes, also auch im Kugelgelenk, ist die

Druckübertragung nur durch senkrecht zur Gelenkoberfläche stehende Kraftvektoren möglich.

KUMMER (1968) zeigte, dass in einem idealen Kugelgelenk die druckübertragende Fläche nicht

identisch mit der Kontaktfläche ist. Bei der Belastung war selbst bei zentrischer Einwirkung des

Kraftvektors die Spannungsverteilung im Gelenkknorpel nicht gleichmäßig, denn die Spannung

nahm zum Durchstoßpunkt der Wirkungslinie der Kraft zu und nach den Rändern hin ab.

Anhand eines ideal kongruenten Kugelgelenk-Modells konnten KUMMER et al. (1987) erklären,

dass an der Kontaktfläche zwischen beiden Gelenkflächen nur Kräfte übertragen werden, die

senkrecht zur Gelenkoberfläche stehen.

Im Modell nach PRIEUR (1980) teilt sich die Resultierende R, der Summenvektor aus vertikaler,

transversaler und horizontaler Kraftkomponente, in viele parallele Kraftvektoren auf (Abb. 5).

Wenn die Resultierende R am Pol des Gelenkkopfes auftrifft, wird die gesamte Halbkugelfläche

des Gelenkes belastet und die Spannungen symmetrisch verteilt. Trifft die Resultierende R, wie

bei einer exzentrischen Belastung in einem subluxierten Gelenk (Abb. 6) außerhalb des

Gelenkpols auf, sind die Teilkräfte ungleich und somit die Spannungen unsymmetrisch verteilt.

Mit zunehmender exzentrischer Lage von R stiegen die Spannungen gegen den Pfannenrand. Die


tatsächlich tragende Gelenkfläche nimmt ab, da der Anteil der Teilkräfte, die senkrecht zur

Gelenkoberfläche stehen, geringer werden.

Abb. 5: Druckverteilung am gesunden Gelenk (PRIEUR 1980).

Abb. 6: Exzentrische Druckverteilung beim subluxierten Gelenk

(PRIEUR 1980).

R

R


2.3 Biomechanik des Hüftgelenkes des Menschen

Das menschliche Hüftgelenk ist ein vielachsiges Kugelgelenk, in dem Bewegungen in unendlich

vielen Freiheitsgraden möglich sind. Es besitzt drei Hauptachsen. Die Bewegungsausmaße des

Hüftgelenkes sind abhängig von Alter, Geschlecht und Körperbau.

Die durchschnittliche passive Beweglichkeit des menschlichen Hüftgelenkes beträgt für:

Flexion / Extension 120° - 0° - 30°; Abduktion / Adduktion 50° - 0° - 40°; Rotation in Flexion:

Innenrotation / Außenrotation 45° - 0° - 45°; Rotation in Extension: Innenrotation /

Außenrotation 35° - 0° - 50° (ROACH u. MILES 1991).

Die Kräfte, die während der Bewegung im menschlichen Hüftgelenk auftreten, sind von der Art

der Bewegung abhängig. Beim Einbeinstand schätzten WILLIAMS und SVENSSON (1971) die

Hüftgelenkskräfte auf das ca. 6fache des Körpergewichtes. PAUL (1965, 1976) sowie PAUL u.

Mc GROUTHER (1975) konnten mittels indirekter Messung über Elektromyographie der

beteiligten Muskelgruppen zeigen, dass die Spitzenkontaktkräfte des Hüftgelenkes während des

Gehens, abhängig von der Schrittlänge und der Geschwindigkeit, ungefähr dem 3,5- bis 6fachen

des Körpergewichtes entsprachen.

RYDELL (1966) implantierte eine Austin-Moore-Prothese mit Spannungs- und Kraftmesser in

einen Patienten und führte so die ersten direkten Messungen der Kräfte im Hüftgelenk durch. Die

6 Monate nach Implantation gemessenen Kontaktkräfte betrugen beim Gehen das 2,3- bis

3,3fache des Körpergewichtes.

Mittels telemetrisch bestückter Hüftendoprothesen ermittelten DAVY et al. (1988) und

BERGMANN et al. (1993) die maximal auftretenden Hüftgelenkskräfte: für den Einbeinstand

das 2,1- bis 3,1fache, für den Zweibeinstand das 0,6- bis 1,0fache und für langsames Gehen das

2,5- bis 3,1fache des Körpergewichtes. Dabei zeigte sich, dass die resultierende Kraft nur in

einem begrenzten Bereich der Prothese auftritt (Abb. 7).


Abb. 7: Dreidimensionale Aufzeichnung des Kraftvektors beim Gang (BERGMANN et al. 1993)

2.4 Knochendichte und Knochendichtebestimmung

2.4.1 Aufbau des Röhrenknochens

Der Röhrenknochen besteht im Bereich des Schafts aus der außen liegenden Kompakta bzw. an

den Knochenenden aus der Kortikalis und der inneren, trabekulären Spongiosa. Aufgrund ihrer

lamellenartigen Struktur verleihen Kompakta und Kortikalis dem Knochen eine hohe

Widerstandskraft gegen Druck-, Zug- und Scherkräfte und übernehmen den größten Teil der

Stützfunktion des Skelettes (LIEBICH 1999).

Die Spongiosa besteht aus einem feinverzweigten Netzwerk von Knochenbälkchen, -blättchen

und -röhrchen. In ihr befinden sich das rote Knochenmark, Gefäße sowie Fettgewebe (weißes

Knochenmark). Der Knochen wird vom zweischichtigen Periost überzogen. Das Periost besteht

aus einer äußeren derbfibrösen Schicht, Fibrosa, und einer inneren, locker gefügten, Gefäße und

Nerven führenden Schicht, Kambium.

2.4.2 Bestandteile des Knochens

Das Knochengewebe setzt sich aus Knochenzellen und Interzellularsubstanz zusammen. Die

Interzellularsubstanz wird wiederum in organische und anorganische Matrix unterteilt.

Die organische Matrix besteht zu 90% aus Typ I Kollagen (TIFFIT 1980), welches über

Disulfidbrücken und sogenannte Crosslinks dreidimensional vernetzt ist. Ca. 10% sind

nichtkollagene Proteine wie Osteocalcin, Osteonectin und Bone Sialoprotein.

Die anorganische Matrix enthält zum größten Teil Phosphor und Calcium, gebunden als


Calciumhydroxylapatit (KARLSON et al. 1994). Es ist in Form von Kristallen, in Nadel-,

Plättchen- oder Stäbchenform zwischen oder innerhalb der Kollagenfibrillen angeordnet (TRAUB

et al. 1989). Weitere Bestandteile der anorganischen Matrix sind Citrate, Carbonate, Natrium,

Magnesium, Fluor und Strontium.

Zu den Knochenzellen gehören die Knochenvorläuferzellen, die aus mesenchymalen Stammzellen

entstehen. Aus ihnen entwickeln sich die Osteoblasten, welche die Knochenmatrix synthetisieren.

Sie bilden das Osteoid, eine glykoproteidreiche Grundsubstanz, die nachfolgend extrazellulär

kalzifiziert wird. Von mineralisierter Matrix eingeschlosse Osteoblasten werden als Osteozyten

bezeichnet. Aus den Osteoblasten können sich ebenso endostale Belegzellen entwickeln, die als

längliche, flache Zellen die endostalen Knochenenden bedecken, die sich nicht im Umbau

befinden. Aus einer Monozytenpopulation gehen mehrkernige Riesenzellen hervor, die

Osteoklasten. Sie sind für die Resorption der Knochenmatrix verantwortlich.

Der Knochenabbau erfolgt durch Produktion und Sekretion von Wasserstoffionen, freien

Radikalen und lysosomalen Enzymen durch die Osteoklasten. Die mineralisierte Matrix wird

aufgelöst und von den Osteoklasten abtransportiert. Nachfolgend wird die organische Matrix

abgebaut, dabei entstehen Resorptionslakunen (JUNQUEIRA u. CARNEIRO 1996).

Durch die ständigen Ab- und Aufbauvorgänge im Knochen kann er lebenslang ersetzt und

umgebaut werden. Im Wachstum wird dies als Modelling bezeichnet, da vor allem ein formender

Knochenaufbau stattfindet. Beim ausgewachsenen Tier findet ein Remodelling, der ständige

Umbau des Knochengewebes, statt.

2.4.3 Bestimmung der Knochendichte, Osteodensitometrie

Bei der Osteodensitometrie erfolgt die Messung der Knochendichte (bone mineral density, BMD)

oder des Mineralgehaltes des Knochens (bone mineral content, BMC). Die Osteo-densitometrie

ist die anerkannte Methode zur Diagnose von Osteoporose (LOOKER et al. 2000). Zur Messung

der Knochendichte stehen verschiedene Verfahren zur Verfügung:

a) Ultraschall

Bei dieser Messmethode wird Ultraschall unterschiedlicher Wellenlängen eingesetzt und dessen

Schallabschwächung oder Leitungsgeschwindigkeit gemessen. So kann neben der Knochendichte

auch die Elastizität des Knochens bestimmt werden. Bei dieser Methode wird keine ionisierende

Strahlung eingesetzt und es kann an verschiedenen Körperstellen, wie Fingerphalangen oder


Calcaneus, nicht aber direkt am Femurhals oder an der Wirbelsäule gemessen werden. Mit

Ultraschall ist es möglich Osteoporose und Osteopenie zu diagnostizieren (BENITEZ et al.

2000), sowie ein Frakturrisiko vorherzusagen (HANS et al. 1996).

b) Photonenabsorption

Bei der Photonenabsorption erfolgt die Bestimmung der Knochendichte durch Messung der

Abschwächung eines Röntgen- oder Photonenstrahls durch das Hydroxylapatit des Knochens.

Am Messort wird Spongiosa und Kortikalis flächig abgebildet und integral als Masse pro Fläche

vermessen. Es wird jedoch nicht die physikalische Dichte bestimmt, sondern die Masse

kalziumhaltiger Kristalle pro Volumen (KANN 2001). Als optimale Methode zur Bestimmung

der Knochendichte gilt das DEXA-Verfahren (dual energy X-ray absorptiometry), bei der eine

Röntgenröhre als Photonenquelle dient (CONSENSUS DEVELOPMENT CONFERENCE

1993). Meist wird die Messung an der Wirbelsäule oder am Collum ossis femoris durchgeführt,

sie kann jedoch auch an anderen Knochen ausgeführt werden. Vorteile dieser Methode sind die

geringe Strahlenbelastung, die gute Verfügbarkeit, sowie die hohe Präzision von 98-99% (RIGGS

u. MELTON 1995). Nachteilig sind die fehlende Unterscheidung zwischen kortikalem und

trabekulärem Knochengewebe und die mögliche Verfälschung der Messergebnisse um bis zu

20% durch Veränderung des Knochenmarkes oder der extraossären Knochenzusammensetzung

(BOLOTIN u. SIEVÄNEN 2001).

c) Computertomographie

Bei der Computertomographie erfolgt wie bei der Photonenabsorption eine Abschwächung der

Röntgenstrahlung beim Durchtritt durch den Knochen und liefert somit Hydroxylapatit-

Schwächungswerte als Volumenwerte. Es werden Schichten in verschiedenen Projektionen

vermessen und dann zu einem Bild zusammengesetzt. Dabei wird ein definiertes Volumen

gemessen und das Messergebnis als Masse pro Volumen angegeben. Somit kann eine exakte

Angabe des Mineralgehaltes als Volumenwert in g/cm3 gemacht werden. Der Mineralgehalt kann

jedoch auch als volumenäquivalenter Schwächungskoeffizient µ ausgedrückt werden. Nur diese

beiden Größen beziehen sich auf ein definiertes Volumen von 1 cm3 (REINERS 1991).

Man unterscheidet die an der Wirbelsäule durchgeführte quantitative Computertomographie

(QCT) und die an Radius und Ulna vorgenommene periphere quantitative Computertomographie

(pQCT). Es entsteht ein überlagerungsfreies Schichtbild, bei dem zwischen spongiösem und


kortikalem Knochengewebe unterschieden werden kann. Diese Möglichkeit sowie die hohe

Präzision der Messung sind Vorteile dieser Methode. Die hohe Strahlenbelastung der QCT sowie

mögliche Fehler in der Messung durch Knochenmarksfettgewebe und das komplizierte

Wiederfinden der Messstellen erweisen sich als nachteilig (KUIPER et al. 1996, GENANT et al.

2000).

d) Mikrocomputertomographie

Sie dient der Darstellung und Beurteilung von trabekulärem Knochen in drei Dimensionen. Diese

Methode kann ausschließlich bei kleinen Proben in vitro verwendet werden und ist deshalb auf die

Anwendung bei Tiermodellen und post-mortem-Präparaten beschränkt. Von Vorteil ist jedoch,

dass die Biopsien nicht zerstört werden und somit noch für histologische oder weitere

Untersuchungen zur Verfügung stehen (FELDKAMP et al. 1989, RUEGSEGGER et al. 1996).

2.5 Indikationen für Hüftgelenkendoprothesen

2.5.1 Indikationen beim Hund

Als Indikation für die Implantation einer Hüftendoprothese oder Hüfttotalendoprothese werden

krankhafte Veränderungen angesehen, die dauerhafte Schmerzen verursachen und/oder die

Biomechanik der Hüfte verändern.

2.5.1.1 Hüftgelenksdysplasie

Die Hüftgelenksdysplasie (HD) ist die häufigste Skelettentwicklungsstörung beim Hund.

Betroffen sind Hunde aller Rassen, vor allem aber Hunde großwüchsiger Rassen mit einer

Inzidenz von bis zu über 50%. Die HD ist eine multifaktorielle Erkrankung, bei der sowohl

hereditäre als auch Umwelteinflüsse, wie Ernährung und Haltung, zu der fehlerhaften

Entwicklung des Hüftgelenkes führen (BRUNNBERG 1998). Durch Misswuchs an Acetabulum

und Femurkopf kommt es zu einer unzureichenden Stabilität des Hüftgelenkes. Der Femurkopf

luxiert oder subluxiert im Laufe des Wachstums (Abb. 8). Die primäre Entwicklungsstörung des

Hüftgelenkes, die sich als Lockerung zeigt, kann im Verlauf der verschiedenen

Wachstumsperioden der Welpen auftreten. Durch Entwicklungsstörungen des Pfannengrundes,

unvollständige Entwicklung des Pfannenrandes und ausbleibendem formativen Reiz des


Femurkopfes auf das Acetabulum (SCHAWALDER u. SPIESS 1990) kommt es zur Abflachung

der Pfanne (HENRICSON u. OLSSON 1959, DÄMMRICH 1979). Die Formveränderungen des

Caput ossis femoris äußern sich in Abflachung, Verkleinerung oder Verbreiterung des

Femurkopfes bis hin zu einem dreieckigen oder pilzförmigen Aussehen. Am Collum ossis

femoris führen die Verformungen zur Verkleinerung oder Vergrößerung des Collumwinkels.

Auch am Trochanter major kommt es zu Verformungen; er wird stärker und erscheint höher als

das Caput ossis femoris. Typisch für das Krankheitsbild der HD sind ebenso die Verdickung der

Gelenkkapsel und inflammatorische Veränderungen der Synovia. Die Gelenkflächen sind nicht

mehr konzentrisch und passen nicht mehr optimal zusammen (RISER 1973).

Als sekundäre Gelenkveränderungen zeigen sich Osteophytose, Knochenzysten und Eburnation

infolge des Abschleifens und der Abnutzung des Gelenkknorpels. Es bildet sich eine

Sekundärarthrose, die Coxarthrose, der eine Atrophie der Becken- und Oberschenkelmuskulatur

folgt.

Abb. 8: Röntgenbild einer caninen Hüfte mit beidseitiger hgr. HD (deutliche Pfannendachabflachung und Abflachung des Femurkopfes) (BRUNNBERG 1998)

Zur Untersuchung auf HD wird der Sitz des Femurkopfes im Acetabulum auf verschiedene

Weise überprüft. Häufig wird der Ortolani-Test verwendet. Kommt es bei diesem Test zu einer

Femurluxation oder –subluxation liegt eine HD vor. Beim Zurückgleiten des Femurs in die


Hüftpfanne ist ein typisches Klickgeräusch, der Ortolani-Klick zu hören. Die Verdachtsdiagnose

HD muss durch Röntgenaufnahmen des Beckens in ventro-dorsalem Strahlengang, der

sogenannten HD-Position I, gesichert werden. Auf den Röntgenaufnahmen wird der Sitz des

Femurkopfes anhand des Norberg-Winkels bestimmt. Bei HD-Freiheit beträgt dieser Winkel

mindestens 105°. Bei HD mit Abflachung des Acetabulums verschiebt sich der Femurkopf nach

lateral, und der Winkel wird kleiner als 105°. Bei mittlerer HD ist der Norberg-Winkel zwischen

100°-90°, bei schwerer HD sogar unter 90° (FREUDIGER et al. 1997). Auf den Röntgenbildern

mittlerer und schwerer HD ist eine deutliche Inkongruenz zwischen Femurkopf und Acetabulum

sowie Luxation oder Subluxation zu erkennen (Abb. 8). Weiterhin zeigen sich eine Abflachung

des kranio-lateralen bzw. kranialen Bereiches des Acetabulum, Deformierung des Femurkopfes

sowie andere osteoarthrotische Merkmale.

Zur Beurteilung des HD-Status (Klassifizierung und Befundung der "HD-Röntgenbilder") haben

sich in Deutschland (F.C.I, BRASS 1993), Großbritannien (GIBBS 1997), den USA (O.F.A.,

BURNS et al. 1987, HENRY 1992), Schweden (SWENSON et al. 1997) und in der Schweiz

(FLÜCKIGER 1993) unterschiedliche Systeme etabliert. Obwohl sich die Systeme hinsichtlich

ihrer Übersichtlichkeit, Aussagekraft, Differenziertheit sowie Bewertungsmodalitäten

voneinander unterscheiden, werden in allen Systemen folgende Punkte beurteilt: 1. Kongruenz

von Acetabulum und Femurkopf, 2. Umfang/Grad, in welchem der Femurkopf vom Acetabulum

umfasst wird, 3. Grad der Abflachung des Acetabulums, 4. (Sub-)luxation des Hüftgelenkes 5.

Schärfe der Kontur des kranialen, kaudalen und dorsalen Acetabulumrandes. Im britischen,

deutschen und schweizer System wird zudem der Norberg-Winkel angegeben. In den USA wird

die Lockerheit des Hüftgelenkes, ein Initialfaktor für die HD, gemessen (distraction index) und

bewertet. Der Deutsche Schäferhundverband schließt Tiere, die nach dem F.C.I.-Schema nicht

mit einem "Kein Hinweis für Hüftgelenkdysplasie-A" bewertet wurden, von der Zucht aus. Da

mit zunehmendem HD-Grad bei den Elterntieren auch bei den Nachkommen die HD-Frequenz

sowie die Befallsschwere statistisch signifikant zunimmt (LINNMANN 1998), kann der

Zuchtfortschritt durch strenge Herausselektion nicht HD-freier Tiere beschleunigt werden.

Die Funktionsstörungen und Symptome korrelieren nicht unbedingt mit den HD-Befunden. Die

Lahmheit als wichtigstes Symptom ist offenbar nicht direkt abhängig vom Grad der HD. Somit

ist die Therapie von den röntgenologisch nachgewiesenen Veränderungen, der Lahmheits-

symptomatik, also den Beschwerden, und vom Alter des Hundes abhängig. Neben der

konservativen Therapie durch Applikation von nichtsteroidalen Antiphlogistika, Diätfütterung


und gegebenenfalls Physiotherapie, gibt es verschiedene operative Möglichkeiten. Bei Patienten,

bei denen die Schmerzen durch konservative Therapie nicht dauerhaft oder zufriedenstellend

behoben werden können, ist es möglich chirurgische Maßnahmen vorzunehmen. Neben

Myektomie/Myotomie des M. pectineus, intertrochanterer Varisations- und

Derotationsosteotomie, Beckentripleosteotomie, Gelatine-Kappen-Arthroplastik, Resektion des

Femurkopfes bzw. -halses, Denervation der Hüftgelenkkapsel, Femurhalsverlängerung oder

Symphysiodese (beim Junghund) besteht auch beim Hund die Möglichkeit der Implantation einer

Endoprothese oder Totalendoprothese (FREUDIGER et al. 1997).

Die Endoprothese gewährleistet beim Hund eine schnelle Schmerzlinderung sowie bestmögliche

Gliedmaßenfunktion und kann bei ausgewachsenen Hunden jeden Alters eingesetzt werden

(BRUNNBERG 1998). Die Implantation eines künstlichen Hüftgelenkes ist die Behandlung der

Wahl, wenn eine gelenkerhaltende Operation ohne Erfolg sein würde (LINNMANN 1998).

2.5.1.2 Aseptische Femurkopfnekrose - Calvé-Legg-Perthes-Erkrankung

Bei der Calvé-Legg-Perthes-Erkrankung zeigt sich das klinische Bild einer aseptischen,

avaskulären Nekrose des Femurkopfes. Betroffen sind Hunde kleinwüchsiger Rassen im

Wachstumsalter (3. - 10. Lebensmonat). Meist kommt die Erkrankung an nur einem Ober-

schenkelkopf vor. Die genaue Äthiologie ist zwar noch nicht geklärt, aber eine genetische

Disposition wird vermutet (BRUNNBERG et al. 1998). Die Erkrankung geht mit zunehmender

Lahmheit und hochgradiger Schmerzhaftigkeit im betroffenen Hüftgelenk einher und wird von

zunehmender Atrophie der Glutaeal- und Oberschenkelmuskulatur begleitet.

Die mangelhafte Durchblutung des Femurkopfes soll durch verschiedene Störfaktoren, wie

hormonelle, vaskuläre, metabolische und genetische Dysregulation sowie vorzeitigen

Epiphysenschluss zustande kommen (FREUDIGER et al. 1997). Einen besonderen

äthiologischen Stellenwert haben Durchblutungsstörungen mit obliterierendem Effekt. Im

Verlauf der Erkrankung kommt es zu Revaskularisation und Ersatz des abgestorbenen Gewebes.

Die Verdickung des Femurhalses und die Deformierung des Femurkopfes sind jedoch bleibende

Veränderungen (Abb. 9). Auf Röntgenaufnahmen im ventro-dorsalen Strahlengang zeigen sich

Aufhellungen und Hohlraumbildung im Femurkopf, der ein dystrophisches, abgeflachtes oder

dreieckiges Aussehen aufweist.

Unter der fortschreitenden Destruktion und den regressiven Veränderungen entwickelt sich eine

Coxarthrose. Am Collum ossis femoris und Acetabulumrand sind sekundär osteophytische


Proliferationen zu erkennen. An Femurkopf und -hals bewirkt die fortschreitende Osteonekrose

die Osteolyse. Mit Abschluss des Knochenwachstums kommt auch meist der Krankheitsprozess

zum Stillstand. Am betroffenen Hüftgelenk manifestiert sich eine chronische Arthrosis deformans

(FREUDIGER et al. 1997).

Abb. 9: Röntgenbild eines caninen Hüftgelenkes mit linksseitiger aseptischer Femurkopfnekrose (BRUNNBERG 1998)

Neben der konservativen Behandlung mit Analgetika, Anabolika und dem Ruhigstellen der

betroffenen Gliedmaße, besteht die Möglichkeit der chirurgischen Therapie. Lange Zeit galt die

einfach durchgeführte Femurkopfresektion als chirurgische Methode der Wahl (LIPPINCOTT

1992).

BRUNNBERG et al. (1998) zeigten, dass auch bei den, von der aseptischen Femurkopfnekrose

betroffenen kleinwüchsigen Hunderassen die Implantation eines Mini-TEP (Hüftgelenk-

Endoprothesen-System) zur völligen Wiederherstellung der Gliedmaßenfunktion führt.

2.5.1.3 Weitere Indikationen

Beim Hund können ebenso wie in der Humanmedizin auch bei anderen nichtinfektiösen

Coxarthrosen sowie bei traumatisch bedingten Hüftgelenksschäden Hüftgelenkendoprothesen

implantiert werden.

Zurzeit werden zumeist zementierte Systeme mit Geradschäften verwendet. Teilweise werden

entsprechend der Tiergröße angepasste Systeme aus der Humanmedizin implantiert, es stehen

aber auch eigens für Tiere, insbesondere für Hunde, entwickelte Systeme zur Verfügung. Die


derzeit in der Veterinärmedizin am meisten erprobte Prothese ist die Richards-II-Prothese. In den

70er Jahren – nach 10-jährigem Einsatz der Charnley-Prothese beim Menschen – wurde ein

entsprechendes Modell für Hunde in drei Größen verfügbar gemacht (HOHN et al. 1986).

2.5.2 Indikationen beim Menschen

2.5.2.1 Coxarthrose

Die degenerativen Hüftgelenkserkrankungen werden in primäre Arthrosen und sekundäre

Arthrosen unterteilt, die als Folge von Arthritiden und kausalpathogenetisch definierten

Arthropathien vorkommen (GEILER 1995). Die sekundäre Arthrose, bedingt durch eine

Hüftgelenksdysplasie, spielt eine wichtige Rolle in der Endoprothetik des Hüftgelenkes, da die

Implantation der Prothesenkomponenten erschwert ist (CROWE et al. 1979, GARVIN et al.

1991), die Komplikationsrate deutlich erhöht ist und schlechtere Langzeitergebnisse als bei

Patienten mit primärer Coxarthrose vorliegen (WOLFGANG 1990, STANS et al. 1994).

a) Primäre Arthrose

Die primäre Osteoarthrose oder Arthrosis deformans ist die häufigste Erkrankung der peripheren

Gelenke und der Wirbelsäule (Spondylarthrose). Die großen Gelenke, vor allem Knie- und

Hüftgelenke sind die Hauptlokalisationen dieser Erkrankung.

Die primäre Arthrose stellt eine nicht inflammatorisch progressive Erkrankung der Gelenke dar

(NIETHARD u. PFEIL 1992), bei der Über- und Fehlbelastungen, genetische Faktoren und

höheres Alter pathogenetisch von Bedeutung sind. Der Ort der Primärläsion ist der

Gelenkknorpel; dort sind vermehrter Knorpelabbau und eine veränderte Syntheseleistung der

Chondrozyten zu erkennen. Dies führt zur Auffaserung und Demarkierung der Knorpelsubstanz,

in den gewichtsbelasteten Zonen löst sich der Knorpel auf und die knöcherne Deckplatte wird

freigelegt. Es resultieren Deckplatteneinbrüche, Spongiosanekrosen mit Geröllzysten und ein

reaktives chronisches Granulationsgewebe, welches die Geröllzysten umgibt. Subchondral

entwickelt sich ein Knochenanbau, der zur bandartigen Sklerose führt. In den druckelastischen

Randzonen der Gelenke bilden sich Osteophyten (GEILER 1995). Im fortgeschrittenen Stadium

zeigt sich eine, durch kleine Knorpel- oder Knochenfragmente ausgelöste Detritussynovialitis der

Synovialmembran. Makroskopisch findet sich ein gelblicher Knorpel mit aufgerauten Bereichen,

Fissuren und Erosionen der Knorpeloberfläche. Röntgenologisch lassen sich eine

Gelenkspaltverengung, die subchondrale Sklerosierung sowie Geröllzysten- und


Osteophytenbildung erkennen (GREENFIELD 1986).

b) Sekundäre Arthrose

Sekundäre Arthrosen des Hüftgelenkes entwickeln sich nach nicht vollständig ausgeheilten

primären Erkrankungen mit gestörter Biomechanik oder als Folge von kausalpathogenetisch

definierten Arthropathien. Eine gestörte Biomechanik liegt z.B. bei Hüftgelenksdysplasie,

Epiphysiolysis capitis femoris, idiopathischer Hüftkopfnekrose oder Gelenkfrakturen vor. Bei

Arthropathien, rheumatischen Erkrankungen oder Infektionen zeigt sich eine veränderte

Gelenkbiologie (NIETHARD u. PFEIL 1992).

Durch die Defektheilung kommt es zur präarthrotischen Deformierung, die als Ursache für die

Entwicklung des Gelenkdegeneration zu sehen ist.

Die Dysplasiecoxarthrose und weitere durch den rheumatischen Formenkreis bedingte Arthrosen

sowie Gelenkfrakturen führen im Spätstadium zu einer sekundären Arthrose, sind jedoch

ätiologisch nicht den primären (degenerativen) Arthrosen zuzurechnen. Klinisch und radiologisch

ähneln die sekundären Arthrosen der primären Arthrose, die Morphologie wird aber durch die

Grunderkrankungen bestimmt. Die Ursache der Dysplasiecoxarthrose liegt in einer Störung der

Verknöcherung des Pfannenkerns, wodurch es zur Dezentrierung des Hüftkopfes aus der

Hüftgelenkspfanne und im Extremfall zu einer Hüftgelenksluxation kommt (NIETHARD u.

PFEIL 1992).

Die am häufigsten auftretende Form der rheumatischen Erkrankungen ist die Chronische

Polyarthritis, welche die wichtigste Rolle für die operative Versorgung mittels

Hüfttotalendoprothese spielt.

2.5.2.2 Schenkelhalsfraktur des Femurs

Die Schenkelhalsfraktur kann bei Patienten jeden Alters infolge eines schweren Traumas

(z.B.: Autounfall) entstehen, tritt jedoch sehr viel häufiger nach leichten Traumatisierungen

(Sturz) älterer Patienten aufgrund einer Prädispositon durch Altersosteoporose auf.

Grundsätzlich werden zwei Formen dieser Frakturen unterschieden: die mediale (intrartikuläre)

und die laterale (extraartikuläre) Schenkelhalsfraktur. Die medialen Schenkelhalsfrakturen

werden nach PAUWELS (1973) und GARDEN (1961) klassifiziert. Die Einteilung nach

PAUWELS (1973) ergibt sich aus dem Winkel, den die Frakturebene mit der Horizontalebene

bildet: Pauwels I: unter 30°; Pauwels II: ca. 50° und Pauwels III: über 70° (Abb. 10).


Abb. 10: Klassifikation der Schenkelhalsfrakturen nach PAUWELS

(Typ I-III, PAUWELS 1973).

Die Einteilung nach GARDEN (1961) richtet sich nach dem Grad der Fragmentdislokation:

Garden I: inkomplette Fraktur; Garden II: Fraktur ohne Dislokation; Garden III: Fraktur mit

partieller Dislokation und Garden IV: komplette Dislokation. Die Einteilung nach GARDEN

erlaubt eine Prognose der zu erwartenden Gefahr der avaskulären Nekrose.

Abb. 11: Einteilung der medialen Schenkelhalsfrakturen nach GARDEN

(TYP I-IV,GARDEN 1961).

Weiterhin unterscheidet man nach der Frakturrichtung: a) Adduktionfraktur (80-90%) und b)

Abduktionsfraktur (10-20%), diese ist meist stabil mit Einstauchung des Femurkopfes auf das

distale Element.

Die verbesserte Funktionalität und die Prognose der totalen Hüftendoprothesen haben die

Indikationen bei medialer Schenkelhalsfraktur erweitert, vor allem bei Patienten mit bereits

vorhandenen, degenerativen Veränderungen und Knorpelverschleiß am Acetabulum (SIM u.


STAUFFER, 1980). Bei per-, inter- und subtrochanteren Frakturen zeigt sich die

endoprothetische Versorgung nur nach fehlgeschlagener Osteosynthese als indiziert (STAEHELI

et al. 1986).

2.5.2.3 Neoplasmen des Knochens und metastatische Knochentumoren

Als weitere Erkrankungen des Hüftgelenkes, die einer Therapie mittels Hüftendoprothese

zugänglich sind, zählen Neoplasmen des Knochens und metastatischen Knochenveränderungen.

Hierbei spielen die metastatischen Knochentumoren die größte Rolle. Insbesondere das Mamma-

und Prostatakarzinom, gefolgt vom Schilddrüsen-, Bronchial- und Nierenkarzinom zählen zu den

osteotrophen Primärtumoren. Alle anderen Karzinome, aber auch Knochen- und

Weichteilsarkome metastasieren selten ins Skelettsystem (HAAS et al. 1999). Zur

endoprothetischen Versorgung dieser Läsionen stehen spezielle Tumorprothesen zur Verfügung.

2.6 Primärstabilität zementfreier Femurprothesen

Die Primärstabilität beschreibt die an der Grenzfläche zwischen Prothese und Knochen

vorhandene, unmittelbar nach Implantation auftretende Relativbewegung. Diese Stabilität ist als

inverse Größe der Bewegung definiert. Da die auftretenden Relativbewegungen in einer

Größenordnung von 1-1000 µm liegen, spricht man von Mikrobewegungen. Anhand der

Primärstabilität wird der Zustand vor der Gewebereaktion beschrieben. Als Sekundärstabilität

wird demnach die Relativbewegung nach Einsetzen entsprechender An- und Umbaureaktionen

bezeichnet (SCHNEIDER 1995).

Der Primärstabilität kommt im Zusammenhang mit der Lockerung der Endoprothesen eine große

Bedeutung zu, da die Bewegungsamplitude in der Grenzschicht zwischen Implantat und Knochen

darüber entscheidet, ob Gewebe gebildet (Anwachsen der Prothese, PERREN u. BOITZY 1978)

oder resorbiert (Lockerung der Prothese, PILLIAR et al. 1986) wird und welche Eigenschaften

das gebildete Gewebe aufweist. Eine Osteointegration und somit knöcherne Verbindung zum

Implantat kann nur entstehen, wenn die Relativbewegungen zwischen Knochen und Implantat

unter einer gewissen Größenordnung bleiben. Somit stellt die Primärstabilität ein wichtiges

Kriterium für die Entwicklung neuer Prothesenmodelle dar.

Die auftretenden Relativbewegungen werden von drei Faktoren beeinflusst: dem

Prothesendesign, der Art der Implantation und dem Verhalten des Patienten (SCHNEIDER

1995).


2.6.1 Methoden zur Bestimmung der Primärstabilität

Die Bestimmung der Primärstabilität kann mathematisch unter Verwendung eines numerischen

Modells (BROWN et al. 1988), experimentell durch Messungen an entsprechenden Präparaten

oder durch Akutmessung (intraoperativ, Röntgendarstellung) bei Mensch und Tier erfolgen.

Vorteilhaft am mathematischen Verfahren ist, dass die Bewegungen an beliebigen Orten und in

mehreren Richtungen des Raumes gleichzeitig erfasst werden können. Die beteiligten Parameter

können beliebig variiert werden. Es ist zudem möglich, beliebig viele Lastfälle unter

Berücksichtigung aller Muskelkräfte zu analysieren (SCHNEIDER 1995). Dagegen erweisen sich

der große Aufwand bei der Modellentwicklung, die vereinfachte Darstellung der Gewebe und die

schwierige Nachbildung der Verankerung der Prothesen als nachteilig.

2.6.1.1 Numerische Methode

Zur rechnerischen Bestimmung der Primärstabilität kann die Finite-Elemente-Methode (FEM)

genutzt werden. Die FEM basiert auf einer Nachbildung der Prothese und der Gewebe in einem,

aus vielen Einzelelementen bestehenden, mathematischen Modell. Die beschriebenen Modelle

unterscheiden sich hinsichtlich der Wahl der Elemente und deren Eigenschaften, der Lastfälle,

der Geometrie, der Interfacebedingungen und des Kriteriums, welches zur Abschätzung der

Relativbewegungen dient. Die Mehrzahl der Untersuchungen mittels FEM betrifft zementfreie

Implantate und die femorale Komponente (CHEAL et al. 1992, RUBIN et al. 1993,

KONIECZY SKI u. BARTEL, 1993, 1994).

2.6.1.2 Experimentelle Methoden

Bei experimentellen Untersuchungen ist eine große Vielfalt der Eigenschaften der Präparate, der

Art der Belastung und des Prinzips der Messmethoden möglich. Die verwendeten Präparate sind

oft Humanknochen von Verstorbenen, aber auch Femora von Tieren, wie vom Hund. Als günstig

gilt die Verwendung von frisch entnommenen Präparaten, da sich das viskoelastische Verhalten

des Knochens nach Eintritt des Todes ändert (BLACK 1984, LINDE u. SORENSEN 1993).

Vertretbar ist jedoch auch eine Lagerung bei –21°C und einmalige Verwendung unter langsamem

Auftauen bei Zimmertemperatur (BIRNBAUM et al. 2001). Die Messung der Primärstabilität an

Formalin-fixierten Knochen erwies sich als nicht sehr geeignet, da diese Konservierungsart einen,

wenn auch geringen Einfluss auf das Elastizitätsmodul des Knochens hat (SEDLIN u. HIRSCH

1966) und somit eine Fehlerquelle darstellt. In anderen Untersuchungen wurden Femora aus


Kunststoff mit vergleichbaren mechanischen Eigenschaften wie Humanknochen verwendet

(EBRAMZADEH et al. 1988, BIANCO et al. 1989).

In der Art der Belastung finden sich Unterschiede zwischen den oben genannten Studien. Meist

erfolgt die Belastung "quasistatisch". Es werden einige Belastungszyklen mit einer Frequenz von

ca. 1 Hz angelegt und die Bewegungen bei einer definierten Lastamplitude bestimmt. Ein

bedeutender Unterschied zur dynamischen Belastung liegt in der Zahl der aufgebrachten Zyklen.

Durch den Setzungsprozess während der ersten Belastungszyklen ergeben sich fast immer

erhebliche Unterschiede zwischen dynamischen und quasistatischen Messungen (HUA u.

WALKER 1994). Die Anzahl der Belastungszyklen bis zum Erreichen des

Gleichgewichtszustandes ist je nach Prothese unterschiedlich. Als Messgröße soll sowohl die

Gesamtbewegung als auch die Bewegungsamplitude unter dynamischer Belastung erfasst

werden.

Die Richtung der Belastungen wird unterschiedlich angewendet. So können bei Messungen an

Schäften die reine Torsion (BECHTOLD et al. 1988, BECHTHOLD et al. 1989, OHL et al.

1993), die Querkraft und die Torsion (NUNN et al. 1989), die Axialkraft und die Torsion

(EBRAMZADEH et al. 1988, SCHNEIDER et al. 1989) oder die Biegebelastung (WALKER et

al. 1987, WHITESIDE u. EASLEY 1989) ermittelt werden. Ebenso werden Mischungen

verschiedener Lastfälle (CALLAGHAN et al. 1992) gemessen.

Einige Autoren sehen als Kriterium für die Primärstabilität nicht die Relativbewegung, sondern

die Festigkeit der Verankerung. JANSSON et al. (1993) bestimmten im Femur den

Ausziehwiderstand des Schaftes in Abhängigkeit des Applikationsdruckes beim Aushärten von

Knochenzement. Auf diese Weise konnte auch die Torsionsfestigkeit (OHL et al. 1993) eines

Prothesenschaftes ermittelt werden.

2.6.1.3 Akute Methoden

Zu den akuten Methoden gehören radiologische und intraoperative Verfahren sowie Messungen

im Tierversuch und an explantierten Prothesen.

Als geeignete radiologische Methode gilt die von SELVIK (1989) entwickelte RSA (Röntgen-

Stereophotogrammetic-Analysis), mit der eine größere Auflösung als bei konventionellen

Röntgentechniken erreicht wird und somit die Migration bestimmt werden kann. Mit dieser

Methode wurde von KÄRRHOLM und SNORRASON (1993) die Migration von

nichtzementierten Prothesen ermittelt. Bei dieser "noncoated ripped femoral prosthesis" wurde


ein Einsinken von bis zu 2,1 mm, eine seitliche Wanderung bis zu 3,5 mm und eine Rotation um

die Längsachse bis zu 3,5° gemessen. Die RSA eignet sich vor allem zum Nachweis der Rotation

eines Implantates um die Längsachse. Die Methode ist zur Bestimmung der Migration geeignet,

kann aber nur beschränkt für die Messung der Mikrobewegung eingesetzt werden.

Bei der intraoperativen Messung kann die Torsionsstabilität von Prothesenschäften mittels

einfacher mechanischer Geräte (Messschablone) erfasst werden (HARRIS et al. 1991). Somit

kann bei Revisionen z.B. der nicht gelockerte Schaft von der lockeren Pfanne unterschieden

werden.

Am Tiermodell wurden die Wirkungen definierter, linearer (SØBALLE et al. 1992) und

rotatorischer Bewegungen (BURKE et al. 1991, BURKE et al. 1993) auf die Bildung einer

Grenzschicht zwischen Prothese und Knochen untersucht. Der Einsatz von Hydroxylapatit

(SØBALLE et al. 1992) ermöglichte den Ersatz einer bewegungsinduzierten fibrösen Schicht

durch Knochen bei Bewegungen unterhalb 150 µm. Die Versuche von BURKE et al. (1993)

ergaben, dass das Einwachsen bei Bewegungen um 40 µm erfolgte und stark von der gewählten

Vorspannung abhängig war.

In histologischen Untersuchungen kann das Einwachsverhalten verschiedener Materialien

überprüft (ANDERSON et al. 1992) oder die knöcherne Inkorporation von Implantaten studiert

werden (SCHENK u. WEHRLI 1989). So können Momentaufnahmen vom Zustand unmittelbar

bei Entnahme des Präparates ausgewertet werden. Dieser Zustand ist aber nicht nur das Ergebnis

der durch die Fixationselemente verursachten Stabilität, sondern vieler anderer Faktoren, wie

beispielsweise Abrieb oder Belastung (SCHENK u. WEHRLI 1989, ANDERSON et al. 1992).

Somit kann nicht auf die Primärstabilität rückgeschlossen werden.

Weiterhin werden Stabilitätsmessungen im Hinblick auf Mikrobewegungen an explantierten

Humanfemora durchgeführt. O`CONNOR et al. (1993) fanden bei neun, klinisch als stabil

bezeichneten Präparaten, sehr geringe Bewegungen. Sowohl zwischen Implantat und Zement, als

auch zwischen Zement und Knochen wurden Bewegungen in der Größenordnung von 5-25 µm

gemessen.

2.6.2 Einflussgrößen der Primärstabilität des Prothesenschaftes

Die Primärstabilität ist von mehreren, sich gegenseitig beeinflussenden Größen abhängig. Die

Änderung einer der Größen wirkt sich auf die gesamte Verankerung der Prothese aus

(SCHNEIDER 1995).


a) Prothesenlänge bzw. –größe und Schaftform Beim Vergleich eines kurzen, geraden mit einem langen, gebogenen Prothesenschaft ermittelten

BECHTOLD et al. (1988) und GUSTILO et al. (1989) eine größere Primärstabilität des langen

Schaftes unter Torsionsbelastung. In Untersuchungen zur Prothesengröße zeigten GEBAUER et

al. (1990), dass die Stabilität mit Größe der Prothese zunimmt. Jedoch nahm auch die Gefahr

einer Fissur im Femurschaft mit Größe der Schaftprothese zu. Auch CALLAGHAN et al. (1992)

und BERZINS et al. (1993) konnten in ihren Untersuchungen zeigen, dass ein gebogener

Prothesenschaft stabiler sitzt, dies jedoch nur bei größerer Belastung und nur im proximalen Teil

des Schaftes. Dagegen stellten HUA und WALKER (1994) nur geringe Unterschiede zwischen

verschiedenen Schaftformen in axialer Richtung fest. Der symmetrische Schaft zeigte in Torsion

die geringste Primärstabilität. Auch die Untersuchungen von WALKER et al. (1987) ergaben

geringere Relativbewegungen bei einer „anatomischen“ Prothese, d.h. mit abnehmender

Anpassung an den Schaft vergrößert sich die Bewegung des Schaftes im Femur.

b) Materialeigenschaften und Oberflächenbeschaffenheit des Schaftes Für einen steifen Schaft aus Titan ermittelten ROHLMANN et al. (1988) in einem einfachen

röhrenförmigen Modell geringere Relativbewegungen als bei einer mit den

Knocheneigenschaften vergleichbaren, elastischen Prothese. CHEAL et al. (1992) fanden in ihrer

FEM (Finite-Elemente-Methode)-Studie, dass im distalen Schaftbereich einer Prothese aus

steifem Material (Kobalt-Chrom) höhere Bewegungen auftreten als bei einer weniger steifen

Verbundprothese. Im proximalen Schaftbereich zeigten sich umgekehrte Verhältnisse, d.h. bei

der Verbundprothese wurden größere Relativbewegungen gemessen. Als Maß für die

Relativbewegungen verwandten CHEAL et al. (1992) die Scherspannung. Dieses Modell ist

dreidimensional, bezieht die in den Belastungsphasen aktiven Muskeln mit ein und entspricht

somit besser der physiologischen Realität.

Dass vor allem die Steifigkeit der Prothese bei großen Prothesen höher ist als die des Knochens,

bewiesen DUJOVNE et al. (1993). Bei kleinen Größen kann die Steifigkeit der Prothese jedoch

sogar geringer sein als die des Knochens.

Bei Prothesenschäften mit makrotexturierter Oberfläche (KAMARIC et al. 1989) wurden die

geringsten Bewegungen gemessen, gefolgt von jenen mit einer sandgestrahlten Oberfläche und

jenen mit einer Schicht aufgesinterter Kugeln. Porös beschichtete Femurprothesen an


Autopsiepräparaten zeigten eine geringere Relativbewegung (ENGH et al. 1992). So führte eine

zunehmende Bedeckung der Prothese mit Beschichtungsmaterial zu abnehmender Bewegung.

Die Bewegung im distalen Bereich des Schaftes reagierte besonders empfindlich auf die

Ausdehnung der Beschichtung (KEAVENY 1992). Allerdings ergab ein Vergleich einer Prothese

ohne Beschichtung auf der lateralen Seite mit einer vollständig beschichteten Prothese keinen

Unterschied bezüglich der auftretenden Bewegungen (KEAVENY u. JALOSZYNSKI 1994).

Dies gilt auch bei verschiedenen Prothesen und unterschiedlichen Beschichtungslängen.

Weiterhin führte eine reduzierte Reibung im distalen Schaftbereich der Prothese, z.B. durch eine

polierte Oberfläche, zu einer zunehmenden Relativbewegung (KONIECZY SKI u. BARTEL

1993). Bei Untersuchungen am Hundemodell stellten TOOKE et al. (1988) fest, dass sich eine

Prothese mit poröser Beschichtung nach 4 Monaten stabil zeigt, jedoch immer noch mehr

Bewegung aufwies als eine zementierte Prothese.

c) Proximale oder distale Verankerung Eine distale Verankerung führte nach GEBAUER et al. (1990) zu großen proximalen

Bewegungsausschlägen. Die Wirkung des distalen Schaftendes dokumentierten JASTY et al.

(1993) am Modell des Hundefemur. Ein glatter, langer Schaft reduzierte die proximalen

Mikrobewegungen. Nach Einwachsen des Knochens in diesen Bereich verlor der distale

Schaftbereich zwar seine stabilisierende Wirkung; dies wirkte sich jedoch anderweitig nicht

negativ aus. Eine signifikante Verbesserung der Primärstabilität in axialer und torsischer

Richtung konnte durch eine temporäre distale Verriegelung mit Schrauben bei einem mit Press-

Sitz verankertem Schaft erreicht werden (MAHOMED et al. 1993). Eine gute Passung zwischen

Implantat und Knochen verringert die Relativbewegung von zementfreien Schäften, wobei sie

jedoch den Kontakt im proximalen Teil des Femur behindern und dort zu zunehmender

Bewegung führen kann (NOBLE et al. 1989). Die geringsten Mikrobewegungen unter

Rotationsbelastung traten laut OHL et al. (1993) bei gleichzeitig distaler und proximaler Fixation

auf. Eine nur proximale Verankerung war nur geringfügig weniger stabil, eine nur distale

Verankerung wegen des flexiblen Schaftes jedoch sehr beweglich.


d) Prothesenkragen Bei Prothesen mit Kragen ist die Größe der Oberfläche mit osteoinduktiver Beschichtung

weniger wichtig (KEAVENY 1992). Die Mikrobewegungen nahmen beim Entfernen des

Kragens zu. Auch die Studie von MANDELL et al. (1994) bestätigte die bewegungsreduzierende

Wirkung des Kragens in axialer Richtung, wobei ein Kragen zudem eine dehnungsreduzierende

Funktion hat und somit der Knochen entlastet wird (stress protection). Auch die zusätzliche

Verschraubung eines Kragens in der Region des Calcar femorale (MARTIN et al. 1990) führte zu

reduzierter Relativbewegung, vor allem in axialer Richtung. Das Zusammenspiel von Kragen und

distaler Verankerung untersuchten WHITESIDE u. EASELY (1989) und stellten aber fest, dass

der Kragen zwar das Einsinken reduzierte, jedoch nicht die seitlichen Bewegungen.

e) Stabilisierungselemente Die Verbesserung der stabilisierenden Wirkung von verschiedenen Elementen, die eine

zusätzliche Füllung des Markraums bewirken, widerlegten COOK et al. (1991). Eine Prothese

mit 1mm hohen Längsrillen zeigte dagegen im Vergleich zu einer glatten Prothese eine

Verbesserung der Rotationsstabilität (NUNN et al. 1989).

Nicht nur die verschiedenen Protheseneigenschaften, sondern auch Faktoren, wie

Implantationstechnik, Belastung, Fissuren im Femur und die Knocheneigenschaften wirken sich

auf die Primärstabilität der Prothese aus.

f) Implantationstechnik

SUGIYAMA et al. (1992) belegten, dass eine auf "Press-Sitz" der Prothese basierende

Implantationstechnik geringere Mikrobewegungen zulässt als eine Technik, mit der ein genau

passender Sitz des Implantats erzielt werden muss.

g) Belastung Für die Entstehung von Relativbewegungen ist die Belastung nach Richtung und Größe ebenso

entscheidend. Die Relativbewegung nimmt, jedoch nicht streng proportional, mit der Belastung

zu (KONIECZY SKI u. BARTEL 1994). Eine geänderte Belastung verändert sowohl die Größe


der Kontaktfläche als auch die Lastenverteilung zwischen Implantat und Knochen und somit die

Steifigkeitsverhältnisse.

h) Fissuren Fissuren, wie sie bei der Implantation einer Prothese als Komplikation auftreten können, führten

nach GEBAUER et al. (1990) erstaunlicherweise nicht zu erhöhten Relativbewegungen. Nach

einer Femurfraktur jedoch kann vor allem die Torsionsstabilität mangelhaft sein (OTANI et al.

1993).

i) Knocheneigenschaften Die Primärstabilität bei rein spongiösem Knochen ist geringer (COOK 1991) als bei normalem

Knochen mit spongiösen und kortikalen Anteilen. Die FEM-Studie von KONIECZY SKI u.

BARTEL (1993) zeigte, dass die zunehmende Bewegung der Prothese in einem Knochen mit

verringerter (osteoporotischer) Qualität das Verhältnis der entsprechend veränderten

Elastzitätsmoduli widerspiegelt.

2.7 Verankerungsprinzipien zementfreier Prothesen

Das Ziel des künstlichen Hüftgelenksersatzes ist die dauerhafte Fixation und schmerzfreie

Funktion der Prothesenkomponenten im Knochen und die Minimierung des Abriebs zwischen

Pfanne und Kopf. Der Erfolg der zementfreien Implantation von Endoprothesen ist abhängig von

der Primärstabilität und der sekundären, dauerstabilen Osteointegration im Knochenlager.

Design, Material, Verankerungsprinzip und Oberflächenbeschaffenheit der Prothese sind die

baulich-mechanischen Faktoren, die die knöcherne Einheilung der Prothese beeinflussen.

Das Prothesendesign bestimmt die Art der Krafteinleitung (metaphysär/diaphysär) der Prothese

in den Knochen. Dabei soll, bei stabiler Fixation, möglichst ausreichend Knochensubstanz

proximal im Femur verbleiben, um später Wechseloperationen zu ermöglichen. In der

Humanorthopädie unterscheidet man bisher Oberflächenersatz- bzw. Kappenprothesen,

Schenkelhalsprothesen, Kurzschaftprothesen und Standardprothesen (HUBE u. KRÜGER 2002).

Die Vorraussetzungen, die an das Material der Prothese gestellt werden, sind neben der hohen

mechanischen Festigkeit die Biokompatibilität. Diese soll gewährleisten, dass keine

Korrosionsprodukte bzw. toxische oder allergene Stoffe in den Körper (bzw. Körperkreislauf)


gelangen. Bei zementfreien Prothesen haben sich Titanlegierungen als Implantatmaterial

durchgesetzt (SEMLITSCH 1990, RADER et al. 2000).

Die Verankerung der Prothese erfolgt je nach Prothesentyp im Bereich des Schenkelhalses und in

der Region zwischen Trochanter major und minor. Das Grundprinzip der Verankerung

zementfreier Prothesen beruht auf der konischen Verklemmung des Prothesengrundkörpers im

meta- oder diaphysären Bereich des Femurs. Ziel ist auch hier eine hohe Primärstabilität des

Implantates bei minimaler Knochenresektion und hüftgelenksnaher Krafteinleitung.

Die Prothesenoberfläche soll eine möglichst hohe Osteointegration und somit des Anwachsen des

Knochens ermöglichen. Je größer die Oberfläche der Prothese ist, desto stärker ist die

osteoinduktive Wirkung. Die Oberflächenvergrößerung kann durch das Prothesendesign, z.B.

vorstehende Gewinde oder „Rippen“, durch makro- und mikroporöse Oberflächen oder durch

eine Hydroxylapatit-Beschichtung erreicht werden. Hydroxylapatit kommt natürlicherweise im

Knochen vor. Es wirkt osteoinduktiv, wodurch eine direkt an der Grenzfläche einsetzende

Osteogenese erreicht wird. Als Standardtechnologie für das Aufbringen der Beschichtung gilt das

Vakuumplasmasprayverfahren (KRÜGER et al. 1994, TONINO et al. 1995), dabei stellen

Schichtdicken von 10 µm den besten Kompromiss zwischen hoher mechanischer Festigkeit und

maximaler Homogenität dar.

2.8 Die Spiron-Schenkelhalsendoprothese

Die Entwicklung fußt auf den dokumentierten Erfahrungen mit der Druckscheibenprothese (DSP,

Fa. Sulzer Medica, Winterthur, Schweiz; HUGGLER u. JACOB 1995, MENGE 2000), der

ESKA-Schenkelhalsprothese (Typ Cigar, Fa. ESKA Implants, Lübeck; SCHOLZ 1999), der

Verankerungsstrategie konischer Schraubpfannen im Acetabulum (ZWEYMÜLLER et al. 1995)

sowie der Verwendung von Pedikelschrauben konischer Grundform an der Wirbelsäule (NOACK

u. KIRGIS 1992, SULZER MEDICA 1999).

Die Spiron-Prothese wird, wie auch die DSP und die ESKA-Schenkelhalsprothese (Typ Cigar),

im Verlauf der Schenkelhalsachse zementfrei implantiert. Sie verzichtet jedoch, im Gegensatz zu

den beiden genannten Prothesen, auf eine laterale Befestigungskomponente (Lasche). Dies vor

allem deshalb, weil sich bei der DSP bis zu einem Drittel der Patienten auch längerfristig

postoperativ nicht beschwerdefrei zeigten und Schmerzen im Bereich der lateralen

Femurkortikalis angaben, die mit der Lasche in Verbindung gebracht wurden (WALKER u. ALT


1999). Ebenso fand sich bei der ESKA-Prothese in Folgeuntersuchungen eine

Nachvarisierungstendenz in 12% der Fälle mit einer konsekutiven Lockerung der lateralen

Zuglasche, allerdings ohne Konsequenzen für das Implantat (SCHOLZ 1999). Somit scheint die

Notwendigkeit einer solchen Lasche als Befestigungselement zumindest fraglich zu sein.

Um die erwähnten Nachvarisierungen zu vermeiden, besitzt die Spiron-Prothese einen

proximalen Scheibenanteil, der dem Schenkelhalsstumpf plan aufliegt (Abb. 12).

Abb. 12: Axialschnitt durch das coxale Femurende mit Spiron-Schenkelhalsendoprothese, dem Oberschenkelbein angepasst (BIRKENHAUER et al. 2001, www.ARGE-Med.de);

(roter Pfeil: Wendelnut).

Ihre Primärstabilität erlangt die Spiron-Schenkelhalsendoprothese durch die konische

Schraubenverankerung. Diese greift analog zur Pedikelschraube im proximalen Abschnitt in

kortikales und im distalen Schraubenabschnitt in spongiöses Knochengewebe (Abb. 12). Dabei

kommt es neben der Gewindefixierung zu einer konischen Verklemmung des Schraubenkörpers,

da der Knochen über die gesamte Prothesenlänge kontinuierlich verdichtet wird. Im Gegensatz

zur zylindrischen Schraube, bei der die Verklemmung nur über das Gewinde erzeugt wird,

bewirkt die konische Grundform der Spiron-Prothese eine Verkeilung über das Gewinde und die

Schraubenflanken. Dies hat zur Folge, dass auch bei Belastungen, die senkrecht zur Schrauben-

bzw. Prothesenachse verlaufen (z.B. bei Pedikelschrauben), eine erheblich homogenere


Stressmomentverteilung bei langfristiger Stabilität (SULZER MEDICA 1999) erreicht wird. Die

Verankerung der Prothese im Bereich des Schenkelhalses bietet sich besonders an, da sich dort

das stabilste Knochengewebe des proximalen Femurendes des Menschen befindet (EVANS

1973). So schneiden die Gewindegänge der Spiron-Prothese die Trajektorien des Schenkelhalses

mit einer überwiegend senkrechten Komponente. An Dentalimplantationen konnten BADE et al.

(1999) morphometrisch nachweisen, dass die beste Primärstabilität bei einem rechtwinkligen

Kontakt zwischen Spongiosabälckchen und Implantat erzeugt wird.

Das konische Gewinde bietet außerdem den Vorteil der kraftgeführten Implantation, somit

entfällt das unkontrollierte Einschlagen der Prothese und die Zerstörung der Spongiosaarchitektur

wird deutlich reduziert. Das Gewinde ist aufgrund der Wendelnuten (Abb. 12, roter Pfeil)

selbstschneidend. In den Wendelnuten lagern sich, die beim Eindrehen weggeschnittenen

Knochenspäne an, somit wird die Primärstabilität zusätzlich erhöht. Da die Präparation des

Prothesenlagers in Untermaß erfolgt, wird beim Eindrehen ein fast vollständiger Prothesen-

Knochen-Kontakt erreicht. Durch die Gewindekonfiguration der Spiron-Prothese wird eine

deutliche Oberflächenvergrößerung erreicht, welche, verstärkt durch die raugestrahlte

Oberfläche, zur sekundären Stabilisierung durch Osteointegration genutzt werden kann. Die

Oberfläche einer Spiron-Prothese mittlerer Größe ist um ca. 10-30% größer als die Oberfläche

zementfreier Schaftimplantate des mittleren Größenspektrums, wobei dort - je nach

Prothesendesign – oft nur der proximale Prothesenabschnitt zur Osteointegration vorgesehen ist.

Die Verwendung einer biokompatiblen Titanlegierung mit Bonit® - Beschichtung (Fa. DOT,

Rostock) einer elektronisch aufgebrachten Vorstufe des anorganischen Hydroxylapatits (DOT,

2000), führt weiterhin zu einer Vergrößerung der Osteointegrationsfläche. Zudem zeigt der

Knochen im Rahmen des postoperativen Haverschen Umbaus die eindeutige Tendenz, auf

vorstehende Prothesenstrukturen, im Falle der Spiron-Prothese die Gewindegänge, hinzu zu

wachsen. Dies konnten ZWEYMÜLLER et al. (1995) an knochenhistologischen Präparaten von

Pfannenlagern konischer Schraubpfannen nachweisen.

Die Rotationssicherung der Prothese wird zum einen über die konische Grundform mit

entsprechender Verklemmungstendenz und zum anderen durch eine einschneidende zahnartige

Oberflächenkonfiguration an der Unterseite des Scheibenteils am oberen Scheibenpol

gewährleistet. Außerdem macht das selbstschneidende unterbrochene Gewinde, wie es auch bei

konischen Schraubpfannen seit Jahrzehnten bewährt verwendet wird, eine Rotationsinstabilität

nahezu unmöglich.


Durch dieses Gewinde wird eine, im Vergleich zu einer regulären, größenäquivalenten,

zementfreien Schaftprothese mit durchgehender Korundstrahlung und proximaler

Oberflächenstruktur, vergleichbar große Oberfläche der Spiron-Prothese erreicht. Das Prothesen-

Volumen reduziert sich jedoch auf 50% der Schaftprothese.

2.8.1 Indikation Beim Menschen kann die Spiron-Prothese für viele Fälle des Hüftgelenkersatzes, die eine

zementfreie Versorgung erlauben und eine weitgehend normale Anatomie des proximalen

Femurendes, insbesondere des Femurhalses aufweisen, als „Primärversorgung“ verwendet

werden. Daher ist sie besonders für junge und aktive Patienten geeignet, da hier aufgrund der

Lebenserwartung, mit einer späteren Wechseloperation gerechnet werden muss. Dabei können

dann schaftseitig zementfreie oder zementierte Standartimplantate verwendet werden und erst bei

nochmaliger Wechselindikation auf langstielige Revisionsimplantate zurückgegriffen werden.

Durch den Erhalt des Schenkelhalses und somit einer weitgehend physiologischen

Femurbelastung bleibt der Aktivitätsgrad auf hohem Niveau erhalten (BIRKENHAUER et al.

2004). Die Spiron-Prothese kann auch bei Femurkopfnekrosen verwendet werden, wenn die

Nekrosezone nicht über den Resektionsrand hinausreicht.

Bei reduzierter Knochenqualität sowie bei allen Formen deutlich gestörter Gelenkanatomie ist die

Spiron-Prothese nicht oder nur im Einzelfall geeignet.

2.8.2 Bisherige Untersuchungen zur Spiron-Schenkelhalsendoprothese

Bereits 2000 wurde die Spiron-Prothese in einer (nummerischen) FEM-Analyse von EBBECKE

u. NACKENHORST (2003) mit anderen Prothesenschäften wie MAYO- (Fa. Zimmer,

Wiesbaden) und Druckscheibenprothese (DSP, Fa. Sulzer Medica, Winterthur, Schweiz)

bezüglich ihrer mechanischen Biokompatibilität und im Besonderen im Bezug auf das

stressbedingte Knochenremodelling in der kortikalen Region verglichen. In einer sogenannten

quasi-dreidimensionalen-FEM-Analyse wurden anhand eines standardisierten geometrisch

berechneten Femurmodells (MASSARI et al. 1996) Primäreffekte der oben genannten

Prothesenschäfte auf das Gleichgewicht der Dichteverteilung im proximalen Teil des Femurs

untersucht.

Bei der Berechnung der MAYO-Geradschaftprothese wurden trotz verbessertem Design die für

die klassischen Geradschaftprothesen typischen Beobachtungen (Resorption des

Knochengewebes in der verbleibenden spongiösen Region des proximalen Femurs, der medialen


Kortikalis und an der Prothesenspitze) gemacht. Auch bei der Druckscheibenprothese (DSP),

einer Schenkelhalsendoprothese mit metaphysärer Verankerung und zusätzlicher lateraler

Sicherung (siehe 2.8), wurde eine drastische Resorption des spongiösen Knochengewebes vor

allem proximal und axial der Prothese festgestellt. Ebenso kam es im Bereich unter der

proximalen Druckplatte, um die Schrauben (zusätzliche laterale Sicherung) sowie unter der

lateralen Lasche zu einer erheblichen Atrophie des kortikalen Knochengewebes.

Die Spiron-Schenkelhalsendoprothese zeigte im Vergleich zur MAYO- und Druckscheiben-

Prothese deutlich weniger Resorption im Bereich der proximalen, spongiösen Region des

Femurs. Jedoch wurde auch bei der Spiron-Prothese ein Verlust an Knochendichte und somit ein

Beweis auf „stress shielding“ unter der proximalen Platte, dem sog. Prothesenkragen deutlich.

Eine Resorption des Knochengewebes an der medialen Kortikalis oder an der Prothesenspitze

konnte nicht beobachtet werden.

Basierend auf diesen Ergebnissen wurde die Spiron-Schenkelhalsendoprothese in einer

vollständigen dreidimensionalen-FEM-Analyse mit der Zweymüller-Geradschaftprothese

verglichen. Mit dieser Methode können auch Langzeiteffekte der Prothesen auf das

Knochengewebe berechnet werden. Bei der Zweymüller-Prothese wurde eine Atrophie der

verbleibenden Kortikalis über die gesamte Länge des Prothesenschaftes beobachtet. Bei der

Spiron-Prothese konnte lediglich eine begrenzte Resorption der medialen Kortikalis im Bereich

unter dem Prothesenkragen festgestellt werden (EBBECKE u. NACKENHORST 2003).

2.9 Die Zweymüller-Prothese- Alloclassic™ SL

Die Zweymüller-Prothese wurde 1979 von ZWEYMÜLLER in Zusammenarbeit mit Sulzer

Medica GmbH (Winterthur, Schweiz), auf der Basis eines am Rizzoli-Institut in Bologna

geschaffenen Femurmodells (DRAENERT et al. 1993) entwickelt.

In den ersten Jahren (Anfang der siebziger Jahre) seiner Anwendung war der Schaft im

proximalen Anteil schmaler als in der Schaftmitte und hatte einen Kragen. In den distalen zwei

Dritteln fand sich eine in Längsrichtung gestaltete Grobstrukturierung. Mitte der achtziger Jahre

wurden - nach Auswertung der ersten klinischen Erkenntnisse - leichte Veränderungen

vorgenommen, indem der Kragen, die proximale Schaftverjüngung und auch die

Längsstrukturierung weggelassen wurden. Es wurde das sog. SL-System geschaffen, dessen

Schäfte aus einem "Endloskonus" entwickelt werden, so dass der Übergang von einer


Prothesengröße zur nächsten stufenlos (SL) ist. Der nächstgrößere Schaft ist dabei sowohl in der

Länge als auch in der Breite und Dicke entsprechend größer dimensioniert. Damit soll eine

Verbesserung der Stabilität im proximalen Prothesendrittel erreicht werden. Außerdem resultierte

hieraus ein besseres Ausfüllen des Markraumlumens im Bereich der Resektionsebene

(ZWEYMÜLLER et al. 1988a).

Der Zweymüller™ SL Schaft ist eine unzementierte Geradschaftprothese. Der Schaft besteht aus

einer Ti-6-Al-4V Schmiedelegierung (Protasul-100) mit einer Oberflächenrauhigkeit von 0,001

mm über der gesamten Prothese.

Titanlegierungen weisen eine hohe Korrosionsbeständigkeit und somit eine extrem niedrige

Auflösungsrate auf. Zudem hat Titan ein halb so hohes Elastizitäts-Modul, wie die bei

medizinischen Implantaten verwendeten rostfreien Stähle und CoCr-Legierungen. Somit kann

sich die Prothese den elastischen Eigenschaften des Femurs besser anpassen, und hat dadurch

einen geringeren stress-shielding Effekt. Die Dauerfestigkeit des Titans ist doppelt so hoch wie

die des rostfreien Stahls und von CoCr-Legierungen. Des Weiteren bildet sich bei

Titanlegierungen an der Oberfläche eine stabile und reine Titanoxidschicht, welche die hohe

Biokompatibilität des Werkstoffs bedingt und zu einer vermehrten Osteointegration mit hoher

Dauerstabilität führt.

Abb. 13: Zweymüller-Geradschaftprothese (REICHEL u. ZAMBELLI 2005, www. zimmergermany.de)

Der Schaft besitzt eine sagittal konische, sich distal verjüngende Form mit proximal verbreiterter

ausgeprägter Trochanterpartie. Durch den rechteckigen Querschnitt wird eine hohe

Rotationsstabilität erreicht. Mit dieser Formgebung soll eine nicht markraumfüllende, flächige,


primärstabile und rotationssichere Verankerung durch Verklemmung in der diaphysären

Kompakta erreicht werden. Die Verankerung des Zweymüller-Prothesenschaftes im Femur soll

durch folgende Konstruktionsmerkmale erreicht werden (ZWEYMÜLLER et al. 1988b):

1. Durch passgenaues Einbringen des Geradschaftes in das bearbeitete knöcherne Lager und

Verankerung nach dem "press-fit"-Prinzip, d.h. durch engen weitflächigen Kontakt zwischen

Knochen und Prothese, soll eine hohe primäre Stabilität erzielt werden (ZWEYMÜLLER 1987).

2. Eine möglichst physiologische Krafteinleitung über die Prothese in den Knochen wird durch

den weitflächigen Prothesen-Knochen-Kontakt erreicht. Das konische Verklemmungsprinzip

bewirkt eine großflächige Kraftübertragung im Femurschaft. Die rechteckige Querschnittsform

soll eine großflächige Verankerung nicht nur im distalen, sondern auch im proximalen Bereich

gewährleisten. Modifikationen am Schaft, wie die Einführung der hyperbolischen

Schaftkrümmung am Calcar femorale, das Weglassen des Kragens, die pyramidenförmige

Gestaltung und die Abrundung der Prothesenspitze sowie die Verbreiterung des proximalen

Anteils in der Sagittalebene, wurden zur weiteren Optimierung vorgenommen (GELEKER 1985).

3. Die Erzielung einer sekundären Stabilität, d.h. eine dauerhafte ossäre Integration ist

unabdingbar an eine hohe Primärstabilität gebunden. Bei der Zweymüller-Prothese soll diese

Sekundärstabilität zusätzlich durch eine fein strukturierte Oberfläche erreicht werden.

2.9.1 Indikation Die Zweymüllerprothese- Alloclassic™ SL gilt als Standardprothese der Hüftgelenksprothetik in

der Humanmedizin. Sie wird sowohl als Erst- sowie als Zweitimplantat, d.h. als Revisionsschaft

in der Nachfolge eines Kurzschaftmodells, eingesetzt. Durch das kortikale Verankerungsprinzip

und aufgrund der biokompatiblen Titanlegierung findet der Zweymüller-Schaft bei sämtlichen

Femurformen und Altersgruppen breiteste Anwendung (WEISSINGER u. HELMREICH 2001).

2.10 Zementfreie Hüftendoprothesen in der Humanmedizin

Bis zu 40% (gesamt: 96041, zementfrei: 39524, zementiert: 33658, MEDICAL MONITOR 1999)

der in der Humanmedizin eingesetzten Hüftgelenkprothesen sind zementfrei implantierte

Systeme. Die meistverwendeten Hüftschäfte sind: die Zweymüllerschäfte SL-Plus (Fa. Plus


Endoprothetik) mit 16,8 % und Alloclassic (Fa. Sulzer) mit 9,5%, der CLS-Schaft mit 14 %, der

Bicontact-Schaft mit 12,3 % und der AGB-Schaft mit 2,6% (MEDICAL MONITOR 1999).

2.10.1 Die Spiron-Prothese in der Humanmedizin Im Zeitraum vom Februar 2001 bis April 2003 wurden in der orthopädischen Abteilung des

DRK-Krankenhauses Neuwied 38 (davon 4 beidseitige Versorgungen) Spiron-Prothesen

implantiert. Der präoperative Harris-Hip-Score (HHS: Standardbewertung der postoperativen

Beweglichkeit in der Humanorthopädie) der Patienten (20 Männer und 14 Frauen zwischen 42

und 73 Jahren) betrug 51 (24-76), n=38 und steigerte sich nach einem Jahr (HHS1) auf 94 (86-

100), n=20 (von 23 Implantationen). Im bisherigen Verlauf traten keine prothesenspezifischen

Komplikationen auf. Tendenziell zeigten die Spiron-Patienten einen schnelleren Fortschritt in der

Rehabilitation bei geringerer postoperativer Schmerzsymtomatik gegenüber der

schaftprothetischen Versorgung (BIRKENHAUER et al. 2004).

2.11 Hüftendoprothesen in der Kleintiermedizin

2.11.1 Zementierte Hüftendoprothesen In der Veterinärmedizin wurden zunächst nur Kopf- bzw. Kopf-Halsprothesen zum künstlichen

Hüftgelenkersatz eingesetzt (ARCHIBALD u. BALLANTYNE 1953, BROWN 1953, JENNY

1953, VAUGHAN 1955, STADER 1956, GAY 1963, HUTTON u. ENGLAND 1969). 1938

wurde die erste Femurkopfprothese nach BROWN beim Hund implantiert (STADER 1956). Die

erste, aus azetabulärer und femoraler Metall-Komponente bestehende, Hüfttotalendoprothese für

den Hund wurde von GORMAN (1957) entwickelt. Da diese Prothese jedoch häufig eine

Lockerung im Verankerungsstiel und artifiziellem Acetabulum aufwies (NUNAMAKER 1985),

wurden im Laufe der folgenden Jahre verschiedene Veränderungen vorgenommen, um diese

Defizite zu vermeiden. 1979 entwickelten PUNZET und ZWEYMÜLLER die sog.

"Kappenprothese" aus Aluminiumoxidkeramik, bei der die Befestigung des Kopfteils nicht durch

Verankerung im Femur erfolgte, sondern durch das Aufsetzen einer halbkugelförmigen Kappe

auf den Femurhals. Als problematisch erwies sich bei dieser Prothese der "neuartige" Werkstoff

durch Materialbrüche (HUTTER u. GASPAR 1989).


Durch die Einführung der Zementfixation der Prothesen beim Hund war es Anfang der siebziger

Jahre möglich eine stabile Verankerung der Implantate im Knochenlager zu erreichen (PÉROT

1972, HOEFLE 1974). Die zurzeit verwendeten Hüftendoprothesen werden fast ausschließlich

mit einem Zweikomponenten-Knochenzement einzementiert (SCHAWALDER 1995). Dieser aus

einer Monomer-Flüssigkeit und einem Polymer-Pulver zusammengesetzte Knochenzement härtet

unter Wärmeentwicklung zu Polymethylmethacrylat (PMMA) aus (MÜLLER 1995). Die erste,

beim Hund in größerem Umfang eingesetzte Prothese war die sog. Richards Canine II (Fa.

Richards Medical Company, Memphis, Tennessee). Die später folgenden Prothesen leiten sich

mehr oder weniger von diesem Modell ab (LINNMANN 1998). 1990 wurde das, derzeit in den

USA am häufigsten verwandte, modulare BioMedrix Hüftprothesen-System (Fa. BioMedrix,

Allendale) eingeführt. Der Prothesenschaft bestand anfänglich aus einer Titanium-Legierung,

welche 1995 durch eine Kobalt-Chrom-Legierung ersetzt wurde. Zu dieser äußerst

verschleißarmen Titanium-Legierung wurde beim Konzept der Spiron-Prothese sowie der

Zweymüller-Prothese wieder zurückgefunden.

Zeitgleich entwickelten BARDET u. LETOURNEL (1995) das ebenfalls modulare sog.

Biomecaniqe-Prothesen-System (Fa. Biomecaniqe intégrée bioimplant, Bretigny sur Orge,

Frankreich).

Um das Risiko einer Luxation bei einer TEP-Versorgung von Hunden zu verringern, wurden die

sog. Schnapppfannen entwickelt, bei denen der Pfannenrand verengt ist, so dass der Prothesen-

kopf gewissermaßen in die Pfanne einrastet. Die Prothese nach Pérot (Matériel Pérot, Fa. OTI,

USA), das Modell Aesculap (Fa. Aesculap, Tuttlingen) und die Oldag-Totalendoprothese (Fa.

Heiland, Hamburg) sind einige der Modelle, die dieses Prinzip umsetzen.

2.11.2 Zementfreie Hüftendoprothesen

In der Veterinärmedizin stellt der Einsatz zementierter Hüftendoprothesensysteme heutzutage

eine etablierte Methode dar; dagegen befindet sich die zementfreie Endoprothetik beim Hund

noch in der Erprobungsphase (LINNMANN 1998). Die Vorteile der zementfreien Hüftprothese

liegen in der Fixation durch Einwachsen von Knochengewebe ("bony ingrowth") und dem

Vermeiden zementbedingter Probleme (MONTGOMERY et al. 1992). Die ossäre Integration

wurde durch die poröse Struktur der Prothesenoberflächen erreicht. Zur Vermeidung von

Rotationen wurden zusätzliche Fixierungszapfen verwandt. Ein Beispiel dafür ist die PCA


(PCA=porous coated anatomic)-Hüftprothese (Fa. Howmedica, Rutherford, N.J.) Das Ziel der

zementfreien Hüftprothetik ist es, Materialien herzustellen, die der Elastizität des Knochens

weitgehend entsprechen sowie Prothesenstiele, die eine optimale Passform besitzen und die das

physiologische Spannungsmuster in Femur und Acetabulum aufrechterhalten. Ebenso ist man um

Beschichtungen bemüht, die die knöcherne Integration und somit die dauerhafte Fixation der

Prothesen fördern (MONTGOMERY et al. 1992).

58 3 MATERIAL UND METHODEN

3 Material und Methoden

In dieser Arbeit sollte die Primärstabilität einer Schenkelhalsendoprothese Typ Spiron (Fa.

ARGE Hannover, Deutschland) mit der einer konventionellen Geradschaftprothese Typ

Zweymüller (Fa. Sulzer Medica GmbH Winterthur, Schweiz) verglichen werden. Als Parameter

für die Primärstabilität diente die Relativbewegung der Prothese im Femurhals bzw. -schaft unter

zyklischer Belastung. Desweiteren wurde die maximale Belastungsfähigkeit der beiden

Prothesensysteme gemessen.

Die Relativbewegung wurde als Bewegung zweier Ultraschallmarker (Marker 1: Kranialfläche

der Basis des Trochanter major ossis femoris; Marker 2: Kranialfläche des Zentrums des

Prothesenkopfes) in einer Ebene (z-Ebene) zueinander gemessen. Durch Messung dieser

Bewegungen konnte die elastische und plastische Verformung des Prothese-Knochenmodells

unter verschiedenen Lastfällen ermittelt werden. Es wurden keine Rotationsmessungen

durchgeführt.

Weiterhin sollte geklärt werden, ob die Primärstabilität der beiden Prothesen durch die

Knochendichte des Os femoris beeinflusst wird.

Die in den Versuchen eingesetzte Schenkelhalsendoprothese vom Typ Spiron (Fa. ARGE

Hannover, Deutschland) wurde vom Hersteller für diese Arbeit maßstabsgetreu zur Verwendung

im Hundefemur verkleinert. Auch die Zweymüller-Geradschaftprothese wurde den Größen- und

Winkelverhältnissen beim Hund (CCD-Winkel: ca. 145°-147°) angepasst.

3.1 Untersuchungsgut

Es wurden die Femora von adulten Deutschen Schäferhunden (DSH) bzw. Schäferhund-

Mischlingen verwendet. Sie stammten von aus medizinischen Gründen euthanasierten Tieren. In

den Versuchen wurden Femora männlicher und weiblicher Tiere eingesetzt. Gewicht und

Geschlecht der Hunde wurde dokumentiert. Da es sich bei den Tieren um Deutsche Schäferhunde

bzw. Schäferhund-Mischlinge handelte, die eine genetische Disposition für Hüftgelenksdysplasie

aufweisen können, waren bei fast allen Tieren geringgradige dysplastische Veränderungen im

Bereich des Hüftgelenkes, also auch des Femurkopfes mit beginnenden Knochenzubildungen

sowie Knorpelschwund an den Gelenksflächen zu erkennen.

Für die Studie wurden von 32 Hunden jeweils das linke und rechte Femur entnommen. Diese

wurden von muskulären und bandhaften Strukturen freipräpariert und ohne weitere Behandlung

MATERIAL UND METHODEN 59

bei einer Temperatur von –21°C tiefgefroren.

16 Femora von acht Hunden wurden in Vorversuchen eingesetzt. Von weiteren 24 Hunden

wurden 48 einzelne Femora für die Versuche zur Messung der Relativbewegungen verwendet. 16

paarige Femora wurden auf die beiden Prothesentypen so aufgeteilt, dass jeweils (links und

rechts alternierend) 16 Femora für die Kurzschaftprothese vom Typ Spiron- (Gruppe A) und 16

Femora für die Zweymüller-Schaftprothese (Gruppe B) eingesetzt wurden. Die 16 verbliebenen

Femora ohne Prothese wurden als sogenannte „Nullgruppe“ (Gruppe C) gemessen.

Der Mittelwert des Körpergewichtes der Hunde lag bei ca. 37 kg. Die Geschlechterverteilung war

mit 12 Hündinnen und 12 Rüden ausgewogen.

Nummer Rasse Gewicht in kg Geschlecht Linker Femur

Rechter Femur

1 DSH 45 m Gruppe B Gruppe A 2 DSH-Mischling 30 w Gruppe A Gruppe B 3 DSH-Mischling 40 w Gruppe B Gruppe A 4 DSH 40 w Gruppe A Gruppe B 5 DSH-Mischling 35 m Gruppe B Gruppe A 6 DSH 38 w Gruppe A Gruppe B 7 DSH-Mischling 33 m Gruppe B Gruppe A 8 DSH 45 m Gruppe A Gruppe B 9 DSH-Mischling 30 m Gruppe B Gruppe A 10 DSH 40 w Gruppe A Gruppe B 11 DSH-Mischling 30 w Gruppe A Gruppe B 12 DSH-Mischling 26 m Gruppe A Gruppe B 13 DSH-Mischling 28 m Gruppe B Gruppe A 14 DSH 35 w Gruppe A Gruppe B 15 DSH-Mischling 50 m Gruppe B Gruppe A 16 DSH-Mischling 30 m Gruppe A Gruppe B 17 DSH 35 w Gruppe C Gruppe C 18 DSH 40 w Gruppe C Gruppe C 19 DSH-Mischling 28 w Gruppe C Gruppe C 20 DSH 43 w Gruppe C Gruppe C 21 DSH-Mischling 48 m Gruppe C Gruppe C 22 DSH-Mischling 30 m Gruppe C Gruppe C 23 DSH 38 w Gruppe C Gruppe C 24 DSH 45 m Gruppe C Gruppe C

Tab. 2: Rasse, Gewicht, Geschlechterverteilung (m = männlich, w = weiblich) und Gruppeneinteilung (Gruppe A, B, C) der Hunde.


3.2 Vorversuche und Vorbereitung

16 Femora von acht weiteren Hunden wurden in Vorversuchen eingesetzt, die zur Einrichtung

des Messplatzes, Erstellung des Messprotokolls (Anzahl und Größe der Belastungsstufen, Anzahl

der Zyklen) und zum Trainieren der Implantationstechnik der Prothesen beim Hund durchgeführt

wurden. Diese Femora wurden nicht in die Messungen einbezogen.

3.3 Messung der absoluten Knochendichte

Um die Vergleichbarkeit der Gruppen zu überprüfen, wurden Messungen der absoluten

Knochendichten durchgeführt. Diese absolute Knochendichte (TBMD) wurde auf Höhe der

Trochanter-major-Basis unter Verwendung quantitativer CT-Scans (Abb.14, STRATEC XCT-

900 pQCT™) gemessen. Bei dem XCT-900 handelt es sich um einen peripheren quantitativen

Computertomographen. Dieses Gerät wird üblicherweise in der Humanmedizin (Abteilung

Gastroenterologie, Hepatologie, Endokrinologie der Medizinischen Hochschule Hannover) zur

Ermittlung der absoluten Knochendichte von Radius und Ulna im Rahmen der

Osteoporosediagnostik eingesetzt.

Abb. 14: Hundefemur im STRATEC XCT-900

Aus Schwächungsprofilen der CT-Querschnittsbilder, die in möglichst vielen Winkelansichten

aufgenommen werden, werden nach dem Prinzip der gefilterten Rückprojektion Profile

berechnet, die sich zu einem Bild zusammenfassen lassen, das dem ursprünglichen Objekt

entspricht. Dieses Bild wird als Farbbild (Abb. 15) auf einem Computermonitor aufgezeichnet.


Jedes Bildelement (dreidimensional, Voxel) repräsentiert den jeweiligen lokalen, linearen

Schwächungskoeffizient µ. Hierbei liegt das Prinzip der Schwächung ionisierender Strahlung

durch biologisches Material zugrunde.

Abb. 15: Darstellung der kortikalen und trabekulären Regionen des Hundefemurs in der gewählten Scan-Ebene. Ausdruck des STRATEC 900; Farbeinstellungen gemäß

Radiusmessungen


Die Messung wurde an allen 48 Femora im tiefgefrorenen Zustand durchgeführt. Jedes Femur

wurde auf Höhe des Trochanter major (Abb. 16) markiert, um den Laserpunkt des CT-Scans auf

dieser Ebene zu platzieren und somit die Scan-Ebene festzulegen. Dadurch konnte die absolute

Knochendichte aller Femora im annähernd gleichen Bereich erfasst werden.

Abb. 16: Kunstfemur (Fa. SAWBONE) mit eingezeichneter Scan-Ebene

Nach Fixation des Femurs auf dem Messtisch des CT-Scans wurde die Scan-Ebene des pQCT

mittels Laserpunkt manuell festgelegt. Der Computertomograph bewegte sich in

Rotationsbewegungen in 14 Einzelschritten einmal um das fixierte Messobjekt. Das Messobjekt

befand sich im Zentrum zwischen Strahlenquelle und Detektoren. Aufgrund des Prinzips der

gefilterten Rückresorption entstand eine exakte Wiedergabe des Objektes. Der

Computertomograph erstellte das Bild einer 1 mm dicken, dreidimensionalen Knochenscheibe

und gab diese farbig auf dem Monitor wieder. Die Knochendichte wurde durch den Personal

Computer anhand der übermittelten Daten bestimmt. Der XCT-900 ist in der Lage, Spongiosa

und Kortikalis (mit Subkortikalis) getrennt voneinander zu ermitteln und daraus die

Gesamtknochendichte zu errechnen. Im Berechnungsmodus können alle Ergebnisse auf der

Grundlage des linearen Schwächungskoeffizienten µ berechnet werden. Dazu wird ein

Schwellenwert bestimmt, der festlegt, ab welchem linearen Schwächungskoeffizienten µ es sich

um kortikales oder spongiöses Knochengewebe handelt. Die Einstellung dieses Schwellenwertes

zur Berechnung ist mit einer Farbscala gekoppelt. Der Schwellenwert wird mit 10/mm

angegeben; demzufolge entstanden Werte zwischen 0,100 und 0,990. Die Schwellenwerte


wurden als Erfahrungswerte von der Fa. STRATEC Medizintechnik und der Fa. BOEHRINGER

Mannheim GmbH (Arbeitsgruppe OCHLICHER) übernommen. Für die Spongiosabestimmung

wurde ein Schwellenwert von 0,790 und für die Kortikalisberechnung ein Wert von 0,930

festgelegt. Kortikale Regionen werden weiß bis hellgrün dargestellt; den gelb-orangen Bereichen

entspricht das spongiöse Knochengewebe (Abb. 15).

3.4 Implantation der Prothesen

Nach Messung der absoluten Knochendichte wurden die beiden Prothesen, der OP-Anleitung des

Herstellers folgend, implantiert. Das für die Implantation der Spiron-Prothese genutzte

Instrumentarium (Zentrierbohrer, Bohrer Ø 4 mm, Bohrschablone, Teller und Hülse für

Bohrschablone, Spiron-Prothesenbohrer, Planfräser und Spiron-Sechskantschschlüssel) wurde

vom Hersteller eigens für die Implantation der Prothese hergestellt.

3.4.1 Implantation der Spiron-Schenkelhalsprothese

Zur Orientierung am Femur und für das Implantieren der Spiron-Prothese in optimaler Position

wurden die Schenkel- sowie die Schenkelhalsachse auf dem Femur markiert. Danach erfolgte die

Resektion des Femurkopfes mittels einer oszillierenden Knochensäge an der Knorpel-

Knochengrenze orthograd zur Schenkelhalsachse. Randständig auftretende Osteophyten am

Schenkelstumpf wurden ggf. abgetragen. Der Teller der Bohrschablone wurde in der Mitte der

Resektionsfläche auf den Schenkelhalsstumpf aufgesetzt und mittels Einschlaginstrument in die

Spongiosa eingetrieben. Mit Hilfe dieser Bohrschablone konnte der zentrale Führungskanal (Ø 4

mm) entlang der Schenkelhalsachse gebohrt werden. Der Führungskanal diente zur Orientierung

beim Ausbohren des Prothesenlagers mit dem Spiron-Prothesenbohrer. Nach dem Planfräsen des

Schenkelhalsstumpfes wurde der Schenkelhals mit dem Spiron-Prothesenbohrer (Ø 18 mm)

aufgebohrt (Abb. 17). Nun erfolgte das Eindrehen der Spiron-Prothese in das Prothesenlager

mittels Setzinstrument im Uhrzeigersinn. Die Prothese wurde soweit in die Spongiosa des

Schenkelhalses eingedreht, bis es zum Aufliegen des Tellers auf dem Schenkelhalsstumpf kam.

Beim Eindrehen erfolgte zur spongiösen Spanbrechung nach jeweils 1 1/2 Drehungen eine 1/4

Rückdrehung. Abschließend wurde der Prothesensteckkopf mit leichtem Hammerschlag mittels

Kopfaufschläger auf dem Konus rotationsstabil fixiert (Abb. 18).


Abb. 17: Mit Hilfe des Spiron-Prothesenbohrers ausgebohrtes Prothesenlager (Spiron-

Prothetik) im Hundefemur.

Abb. 18: Komplett implantierte Spiron-Prothese mit Prothesensteckkopf im Hundefemur.

3.4.2 Implantation der Zweymüller-Geradschaftprothese

Für die Implantation der Zweymüller-Prothese wurde der gesamte Femurhals reseziert. Die

Spongiosa im Femurschaft wurde mit einer zur Größe der Zweymüller-Prothese passenden

Knochenraspel ausgeraspelt (Abb. 19). Das Prothesenlager wurde im Verhältnis zum Schaft der

Zweymüller-Prothese derart ausgeraspelt, dass durch das anschließende Einschlagen der Prothese

mittels Hammer und Meißel ein sog. „Press-fit“ erzielt werden konnte. Die Verankerung der

Zweymüller-Prothese erfolgte zum größten Teil durch „Press-fit“, d.h. durch direkten flächigen

Kontakt der Prothesenoberfläche zur Spongiosa unter einer gewisser Vorspannung

(ZWEYMÜLLER, 1991).


Abb. 19: Für die Verankerung des Prothesenschaftes ausgeraspeltes Prothesenlager (Zweymüller-Prothetik) im Hundefemur.

Abb. 20: Implantierte Zweymüller-Prothese im Hundefemur.

3.5 Messung der Relativbewegungen unter Belastung

Parallel zur Messung und Aufzeichnung der ausgeübten Kraft durch eine Materialprüfmaschine

(Modell Zwick 1445, Zwick GmbH & Co KG, Ulm, Deutschland) wurde ein ultraschallgestütztes

Bewegungsanalysesystem (Modell CMS 30P, Zebris Medizintechnik GmbH, Tübingen,

Deutschland) zur Ermittlung der Relativbewegungen eingesetzt.

Die Materialprüfmaschine erlaubte durch genaue Versuchsdefinitionen in der erweiterten

Hystereseanwendung des Programms ZWICK TEST EXPERT V 8,0 die computergesteuerte

Krafteinleitung.


Abb. 21: Zwick Materialprüfmaschine (Zwick GmbH &Co KG, Ulm)

3.5.1 Messung der maximalen Belastung

Die axialen Lasten wurden über die uniaxial in vertikaler Richtung bewegliche Transverse der

Prüfmaschine auf die Prothesen- bzw. Femurköpfe aufgebracht. Es wurden 15 axiale

Belastungsstufen mit je 200 N, beginnend bei 200 N schrittweise bis 3000 N, angesetzt. Pro

Belastungsstufe wurden jeweils zehn Zyklen gefahren (also 150 Zyklen pro Femur). Ab 3000 N

wurde die Last linear bis zur begrenzten Maximalkraft von 5000N gesteigert. Jede

Einzelmessung wurde mit einer Vorkraft von 10 N bei einer Geschwindigkeit von 2 mm/s

computergesteuert angefahren. Die Standardkraft (100% Fmax) wurde kraftgeregelt (bei

konstantem Weg) mit 100 N/s eingeleitet und für eine definierte Zeit (0,1 s) gehalten.

Die Traverse war an die Kraftmessdose angeschlossen, von der aus die Messdaten in einen IBM

kompatiblen Computer übertragen werden konnten. Die Softwareanalyseoberfläche des test-

expert-Progamms ermöglichte eine graphische Darstellung der Kraftmaxima und -minima.

3.5.1.1 Versuchsaufbau und -durchführung

Nach Messung der absoluten Knochendichte wurden die 48 Hundefemora dicht proximal der

Kondylen durchgesägt. Das distale Ende des Femurschaftes wurde mit Polymethylmetacrylat

(PMMA; Beracryl®, Troller-Kunststoffe AG, Fulenbach, Schweiz) in einen ca. 5 cm hohen

Metallzylinder (Aluminium) eingegossen. Das proximale Femurende wurde für beide

Prothesentypen sowie bei der nichtinstrumentierten „Nullgruppe“ (Gruppe C) um 8° lateral

(Orientierung an physiologischer Achse) gekippt eingebettet, um Biegemomente in der

Sagittalebene unter axialer Belastung zu ermöglichen.


Die Implantation der Spiron-Kurzschaftprothese (Gruppe A) und der Zweymüller-

Geradschaftprothese (Gruppe B) erfolgte mit vom Hersteller zur Verfügung gestelltem

Instrumentarium und nach Richtlinien (OP-Anleitung) des Herstellers. Die Prothesen wurden

nach Versuchsdurchlauf in einem Knochen ausgebaut und für den nächsten Knochen erneut

verwandt. Somit wurden jeweils eine Spiron- und eine Zweymüller-Prothese verwendet.

Nach Fixierung des Femurs mittels PMMA im Metallzylinder wurde der Zylinder durch

Schrauben auf dem unbeweglichen Messtisch der Prüfmaschine befestigt.

Zur querkraftfreien Einleitung der ausgeübten axialen Kraft über die uniaxial bewegliche

Traverse wurde ein Kugelkissen zwischen Hüftgelenkskopf und Aufnahmeeinheit der

Prüfmaschine (Modell Zwick 1445) eingesetzt.

Abb. 22: Versuchsaufbau, Materialprüfmaschine; roter Pfeil: axiale Krafteinleitung über Traverse der Prüfmaschine; querkraftfreie Krafteinl eitung durch ein Kugelkissen;

Fixierung des Femurs mittels PMMA in einem Metallzylinder


3.5.2 Messung der Relativbewegungen mit dem Bewegungsanalysesystem

Die Relativbewegungen der Prothese im Knochenmodell wurden mit dem CMS 30P-Messsystem

zur dreidimensionalen Bewegungsanalyse ermittelt.

Das CMS 30P (Firma Zebris Medizintechnik GmbH) diente zur Aufnahme dreidimensionaler

Raumkoordinaten von Ultraschallmarkern, die an bewegten Objekten mit Hilfe von

doppelseitigen Klebeetiketten befestigt wurden. Die Datenerfassung und –verarbeitung erfolgte

durch eine eigene Software (WinData 2.19 für WINDOWS).

Abb. 23: Zebris CMS 30P 3D-Messsystem zur Bewegungsanalyse (zebris Medizintechnik GmbH), A: Kompaktmessaufnehmer, B: Grundgerät

Die Messsysteme beinhalten Markierungspunkte, welche aus kleinen, sequentiell betriebenen

Ultraschallsendern bestehen. Diese wurden über den Kabeladapter mit dem Grundgerät

verbunden und so digitale Ereignisse in die Messprogramme der PC-Einheit übertragen. Der

Kompaktmessaufnehmer besitzt drei in definiertem Abstand angeordnete Ultraschallmikrophone

zur Aufnahme der Ultraschallimpulse. Der Messaufnehmer, der entlang seiner Y-Achse gekippt

werden kann, wurde so platziert, dass der „Blickkontakt“ zu allen Markern gegeben war. Für die

Neigung des Aufnehmers wurde bei den Messungen an den Hundefemora ein Winkel von 90°

gewählt.

A

B


Die Körperoberflächenmarker sind aktive Ultraschallgeber, die in einer Kunststoffhülse fest

vergossen sind und ihr Signal über eine Lochblende abgeben. Bei den Messungen musste darauf

geachtet werden, dass diese Blende nicht verdeckt wird. Da nur ein Abstrahlungsöffnungswinkel

des austretenden Ultraschalls von 130° garantiert werden kann, mussten die Marker in ihrer

Hauptstrahlungsrichtung zum Messaufnehmer zeigen. Die Marker wurden mit doppelseitigen

Klebepunkten auf der Oberfläche fixiert. Bei der Messung an den Hundefemora wurde ein

Marker kranial am Trochanter major ossis femoris und ein Marker zentral am Äquator des

Prothesenkopfes oder bei der nichtinstrumentierten Gruppe ebenso am Femurkopf befestigt.

Abb. 24: Versuchsaufbau mit Ultraschallmarkern des Bewegungsanalysesystems am Präparat, rote Punkte: Position der beiden Ultraschallmarker am Prothesenkopf bzw. am

coxalen Femurende.

Bei der Messung wurden von den Ultraschallsendern fortlaufend Impulse abgegeben und die

Entfernung zu den Mikrophonen durch Laufzeitmessung bestimmt. Durch Triangulation wurden

die absoluten Raumkoordinaten berechnet.


Der Abstand zwischen dem Kompaktmessaufnehmer und den am Femur befestigten

Ultraschallmarkern betrug 1 m. Die absolute räumliche Messgenauigkeit des Systems beträgt <

0,25 mm bei einer Auflösung von 0,085 mm. Die Abtastrate betrug 20 Hz.

Die Daten wurden von der Zentraleinheit des Messsystems an einen IBM kompatiblen Computer

übertragen. Die Steuerung erfolgte mit der standardmäßigen Kontrollsoftware (Modell Win

Data®V2.19.20; Zebris Inc., Tübingen). Die Softwareanalysefläche zeigte für alle Mikrophone in

drei verschiedenen Feldern die absoluten Positionen in der x-, y-, und z- Ebene.

Weiter wurde eine dreidimensionale Ansicht dargestellt. Alle Daten wurden in ASCII Files zur

weiteren statistischen Analyse exportiert und gespeichert. In die Auswertung der Versuche

gingen nur die Werte der Z-Achse ein, da diese die Auslenkung in vertikaler Richtung, also nach

proximal bzw. distal, repräsentieren. Durch diese Messungen wurden die Relativbewegungen

zweier Punkte (Marker 1 und Marker 2) in der z-Ebene zueinander ermittelt.

Auf diesem Wege konnte mit den beiden am Prothesenkopf und am Trochanter major des Femurs

befestigten Bewegungsmarkern des Zebris 3-D-Bewegungsanalysesystems (CMS 30P, Firma

Zebris Medizintechnik GmbH) während der Bestimmung der Maximalbelastung das Einsinken

des Implantats in den Femurhals (Spiron-Prothese) bzw. den Femurschaft (Zweymüller-Prothese)

gemessen werden.

Aus den ermittelten Werten wurden folgende Parameter berechnet:

a) die permanente Einsinktiefe nach erfolgter Belastung, d.h. das irreversible Einsinken

(plastische Verformung) der Prothese in den Femurschaft bzw. –hals,

b) die kurzzeitige Einsinktiefe unter Belastung, d.h. die elastische Rückschwingamplitude

(elastische Verformung) der Prothesen,

c) die Gesamteinsinktiefe unter Belastung, die sich aus a) permanenter Einsinktiefe und b)

Rückschwingamplitude zusammensetzt.

3.6 Protokollierung der Frakturform nach Maximalbel astung

Beim Erreichen der Maximalbelastung frakturierten die Femora je nach implantierter Prothese

(Spiron- oder Zweymüller-Prothese) in typischem Muster bzw. in der Gruppe ohne Prothese in

unterschiedlicher Form. Die Frakturformen der Femora wurden protokolliert und beurteilt, um

eine Aussage über den Zustand des Femur, vor allem des Femurhalses, nach dem Ausbrechen der

Prothesen zu treffen.


Im Bereich des Oberschenkelhalses erfolgte die Einteilung der Frakturformen nach PAUWLES

(1973); sie ergibt sich aus dem Winkel, den die Frakturebene mit der Horizontalebene bildet:

Pauwels I: unter 30°; Pauwels II: ca. 50° und Pauwels III: über 70° (siehe 2.5.2.2). Mit Hilfe

eines Winkelmessers konnte eine relativ genaue Schätzung des Winkels zwischen der

Horizontalebene und Frakturebene vorgenommen werden.

Im Bereich des Femurschaftes erfolgte die Einteilung der Frakturen nach Entstehungsart und

Verlauf der Frakturebene zur Femurlängsachse (FREUDIGER et al. 1997).

3.7 Statistische Auswertung

Bei der statistischen Auswertung der ermittelten Daten wurde eine Normalverteilung aller Werte

angenommen. Der Vergleich zwischen den Gruppen erfolgte mittels einfacher Varianzanalyse

und nichtparametrischer Tests. Nach Durchführung der ANOVA-Analysen wurden der nicht-

parametrische KRUSKAL-WALLIS-Test und anschließend der ebenfalls nichtparametrische

MANN-WHITNEY-Test verwendet, um signifikante Unterschiede zwischen den Gruppen

bezüglich der Messparameter aufzuzeigen. Des Weiteren wurden Kovarianzanalysen

durchgeführt. Die Signifikanzschwelle wurde mit p < 0,05 definiert.

Folgende Nullhypothesen wurden angenommen:

Die Gruppen unterscheiden sich nicht bezüglich der gemessenen Parameter: absolute

Knochendichte, maximale Prüflast, Einsinktiefe und Verhalten unter Belastung sowie

Frakturverhalten unter Maximalbelastung.

Bezüglich der genannten Parameter gibt es keine geschlechtsspezifischen Unterschiede.

Ebenso gibt es zwischen linkem und rechtem Femur keine signifikanten Unterschiede bei den

ermittelten Parametern.

72 4 ERGEBNISSE

4 Ergebnisse

4.1 Absolute Knochendichte (BMD: Bone Mineral Density)

Die absoluten Knochendichten wurden bei allen Femora ausschließlich auf Höhe der Trochanter-

major-Basis gemessen (siehe 3.3). Im Folgenden wird dieser Bereich kurz als Femur bezeichnet,

obwohl die Ergebnisse der Knochendichtemessung nicht die Werte für das gesamte Femur

wiedergeben.

Der quantitative CT-Scan ermittelte im Distal-radius-multi-slice-Modus die Gesamtknochen-

dichte, die trabekuläre sowie die kortikale mit der subkortikalen Knochendichte. Die

Gesamtknochendichte wurde als Summe der Mittelwerte der trabekulären Knochendichte und der

kortikalen mit der subkortikalen Knochendichte durch den STRATEC XCT-900 errechnet. Diese

Messungen ergaben für die trabekuläre Knochendichte (trabekuläre-BMD) einen mittleren Wert

von 205,35 mg/cm3 und für die kortikale gemeinsam mit der subkortikalen Knochendichte

(kortikale + subkortikale-BMD) einen Durchschnittswert von 595,88 mg/cm3. Somit konnte für

die Gesamtknochendichte (gesamt-BMD) ein mittlerer Wert von 420,28 mg/cm3 ermittelt

werden.

0

100

200

300

400

500

600

700

Gesamt-BMD trabekuläre BMD kortikale+subkortikale BMD

Dic

hte

in m

g/cm

3

Abb. 25: Mittelwerte der absoluten Knochendichten (BMD) im coxalen Femurende (n=48)

4 ERGEBNISSE 73

4.1.1 Messung der Gesamtknochendichte

a) Vergleich der Femora männlicher und weiblicher Hunde (Abb. 26)

Die Gesamtknochendichte betrug für die Femora weiblicher Tiere im Mittel 420,33 mg/cm3 und

die der männlichen Tiere durchschnittlich 420,23 mg/cm3. Es fanden sich keine signifikanten

geschlechtsspezifischen Unterschiede bezüglich der absoluten Gesamtknochendichte.

b) Vergleich linker und rechter Hundefemora (Abb. 26)

Die Gesamtknochendichte der linken Femora wurde im Mittel mit 421,85 mg/cm3 und die der

rechten Femora 418,72 mg/cm3 gemessen. Beim Vergleich von linkem und rechtem Femur eines

Paares zeigten sich bei männlichen und weiblichen Femora Unterschiede. Die Differenz,

unabhängig vom Geschlecht, zwischen den beiden Femora eines Paares betrug im Mittel 22,1

mg/cm3 (Tab. 8). Die mittlere Differenz zwischen den Gesamtknochendichten der linken und

rechten Femora war bei den männlichen Tieren mit 17,5 mg/cm3 (Tab. 9) kleiner als bei den

weiblichen Tieren mit 26,7 mg/cm3 (Anhang Tab. 10). Die Gesamtknochendichte der Femora der

männlichen Tiere betrug für die linken Femora im Mittel 423,54 mg/cm3 und für die rechten

Femora 416,54 mg/cm3. Die Femora der weiblichen Tiere zeigten eine Gesamtknochendichte für

die linken Femora im Mittel von 420,15 mg/cm3 und für die rechten von 420,52 mg/cm3. Alle

diese Unterschiede zwischen linken und rechten Femora waren jedoch nicht signifikant.

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450

500

550

Femoramännlicher Tiere

Femoraweiblicher Tiere

linke Femora rechte Femora

Ges

amtk

noch

endi

chte

in m

g/cm

3

Femora männlicher Tiere

Femora weiblicher Tiere

linke Femora

rechte Femora

Abb. 26: Vergleich der Mittelwerte der (absoluten) Gesamtknochendichte der Femora männlicher und weiblicher Hunde, sowie linker und rechter Femora (n=48)

74 4 ERGEBNISSE

c) Gesamtknochendichten der Hundefemora mit Spiron-Prothese (Gruppe A), mit

Zweymüller-Prothese (Gruppe B) und ohne Prothese (Gruppe C) im Vergleich (Abb. 27)

Ein Vergleich der Gesamtknochendichte der drei Gruppen (A, B, C) ergab für die Femora ohne

Prothese mit 425,41 mg/cm3 zwar den höchsten Mittelwert, jedoch dicht gefolgt von den

Gesamtknochendichten der Gruppe A und Gruppe B mit 419,14 mg/cm3 (Gruppe A) bzw.

416,29 mg/cm3 (Gruppe B). Die Werte der drei Gruppen unterschieden sich somit nicht

signifikant.

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450

500

Femur mit Spiron-Prothese

Femur mitZweymüller-

Prothese

Femur ohneProthese

Ges

amtk

noch

endi

chte

in m

g/cm

3


Femur mit Zweymüller-Prothese

Femur ohne Prothese

Abb. 27: Vergleich der Mittelwerte der (absoluten) Gesamtknochendichte der Hundefemora der Gruppe A, B und C (n=48)

4 ERGEBNISSE 75

4.1.2 Messung der trabekulären Knochendichte

Hierbei wird die Dichte der trabekulären Bestandteile des Femurs im Messbereich

wiedergegeben.


Bei der Messung der trabekulären Knochendichte wurde für die Femora männlicher Tiere

(215,83 mg/cm3) ein geringgradig höherer Mittelwert ermittelt als für die der weiblichen Tiere

(194,85 mg/cm3). Es ergab sich jedoch kein signifikanter geschlechtsspezifischer Unterschied für

die trabekuläre Knochendichte.


Die trabekuläre Knochendichte der linken Femora wurde im Mittel mit 203,94 mg/cm3 und die

der rechten Femora mit 205,82 mg/cm3 gemessen. Zwischen linken und rechten Femora gab es

demzufolge keine signifikanten Unterschiede bezüglich der trabekulären Knochendichte.

0

50

100

150

200

250

300




trab

ekul

äre

Kno

chen

dich

te in

mg/

cm3



linke Femora

rechte Femora

Abb. 28: Vergleich der Mittelwerte der trabekulären Knochendichte der Femora männlicher und weiblicher Hunde, sowie linker und rechter Femora (n=48)

76 4 ERGEBNISSE

c) Trabekuläre Knochendichten der Hundefemora mit Spiron-Prothese (Gruppe A), mit

Zweymüller-Prothese (Gruppe B) und ohne Prothese (Gruppe C) im Vergleich (Abb. 29)

Beim Vergleich der trabekulären Knochendichten der Femora aller drei Gruppen (A, B, C) wurde

wie auch bei der Gesamtknochendichte für die Gruppe der Femora ohne Prothese (Gruppe C:

207,43 mg/cm3) der höchste Mittelwert gemessen. Dieser wurde dicht gefolgt von den

trabekulären Knochendichten der Gruppe der Femora mit Spiron-Prothese (Gruppe A: 205,02

mg/cm3) und der der Femora mit Zweymüller-Prothese (Gruppe B: 203,56 mg/cm3). Somit

ergaben sich bezüglich der trabekulären Knochendichte keine signifikanten Unterschiede

zwischen den drei Gruppen.

0

30

60

90

120

150

180

210

240

270

300



Prothese

Femur ohneProthese

trab

ekul

äre

Kno

chen

dich

te in

mg/

cm3



Femur ohne Prothese

Abb. 29: Vergleich der Mittelwerte der trabekulären Knochendichte der Hundefemora der Gruppe A, B und C (n=48)

4 ERGEBNISSE 77

4.1.3 Messung der subkortikalen und kortikalen Knochendichte

Hierbei wird die Dichte der kortikalen und der subkortikalen Anteile im Messbereich des Femurs

wiedergegeben.


Auch die kortikale mit der subkortikalen Knochendichte wies im Vergleich der Mittelwerte der

Femora männlicher Tiere mit denen weiblicher Tiere keine signifikanten geschlechtsspezifischen

Unterschiede auf. So wurde für die Femora männlicher Tiere ein mittlerer Wert der kortikalen

mit der subkortikalen Knochendichte von 587,22 mg/cm3 gemessen; für die der weiblichen Tiere

ein geringfügig höherer Wert von 605,44 mg/cm3.


Beim Vergleich der Durchschnittswerte linker und rechter Femora konnte auch hier kein

signifikanter Unterschied zwischen den beiden Seiten festgestellt werden. Für die linken Femora

ergab sich ein Mittelwert der kortikalen mit der subkortikalen Knochendichte von 599,79

mg/cm3, für die rechten Femora jedoch ein mittlerer Wert von 591,98 mg/cm3.

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450

500

550

600

650

700

Femoramännlicher

Tiere



kort

ikal

e un

d su

bkor

tikal

e K

noch

endi

chte

in m

g/cm

3 Femora männlicher Tiere


linke Femora

rechte Femora

Abb. 30: Vergleich der Mittelwerte der kortikalen mit der subkortikalen Knochendichte der Femora männlicher und weiblicher Hunde, sowie linker und rechter Femora (n=48)

78 4 ERGEBNISSE

c) Kortikale mit subkortikalen Knochendichten der Femora mit Spiron-Prothese (Gruppe

A), mit Zweymüller-Prothese (Gruppe B) und ohne Prothese (Gruppe C) im Vergleich

(Abb. 31)

Wie bei den anderen beiden Knochendichten wurde bei der Messung kortikalen mit der

subkortikalen Knochendichte beim Vergleich aller drei Gruppen (A, B, C) für die Femora der

Gruppe C (Femora ohne Prothese: 603,51 mg/cm3) der höchste Mittelwert ermittelt. Für die

Femora der Gruppe A (Femora mit Spiron-Prothese) wurde ein mittlerer Wert von 597,08

mg/cm3 für die der Gruppe B (Femora mit Zweymüller-Prothese) ein Mittelwert von 590,06

mg/cm3 errechnet.

Die, wenn auch nicht signifikanten, so jedoch auffälligsten Unterschiede zwischen den drei

Gruppen (A, B, C) zeigten sich demnach bei der Messung der kortikalen mit der subkortikalen

Knochendichte.

0

50

100

150

200

250

300

350

400

450

500

550

600

650

700



Prothese

Femur ohneProthese

kort

ikal

e un

d su

bkor

tikal

e K

noch

endi

chte

in m

g/cm

3



Femur ohne Prothese

Abb. 31: Vergleich der Mittelwerte der kortikalen mit der subkortikalen Knochendichte der Hundefemora der Gruppe A,B und C (n=48)

4 ERGEBNISSE 79

4.1.4 Statistische Auswertung der Ergebnisse der Knochendichtemessung

a) Geschlechtsspezifische Unterschiede bezüglich der absoluten Knochendichte

Bei allen drei untersuchten Gruppen (Gruppe mit Spiron-Prothese, Gruppe mit Zweymüller-

Prothese sowie Gruppe ohne Prothese) gab es keinen Zusammenhang zwischen der ermittelten

Gesamtknochendichte, der trabekulären Knochendichte bzw. kortikalen mit der subkortikalen

Knochendichte und dem Geschlecht der in der Studie verwendeten Hunde.

b) Vergleich linker und rechter Hundefemora

Der Vergleich der linken und rechten Femora zeigte in allen drei Gruppen (Gruppe mit Spiron-

Prothese, Gruppe mit Zweymüller-Prothese sowie Gruppe ohne Prothese) keine Unterschiede

bezüglich der gemessenen Knochendichten (Gesamtknochendichte, trabekuläre Knochendichte

sowie kortikale mit der subkortikaler Knochendichte).

c) Vergleich zwischen den Gruppen

Beim Vergleich aller drei Gruppen bezüglich der Gesamtknochendichte, der trabekulären

Knochendichte sowie der kortikalen mit der subkortikalen Knochendichte ergaben sich keine

signifikanten Unterschiede zwischen den einzelnen Gruppen.

80 4 ERGEBNISSE

d) Normalverteilung für Gesamtknochendichte (Abb. 32)

Um die Gruppe der Spiron-Prothese (A), die Gruppe der Zweymüller-Prothese (B) und die

Gruppe ohne Prothese (C) bezüglich der Maximalbelastung (für alle drei Gruppen) und der

Einsinktiefe sowie Rückschwingamplitude (nur Gruppe A und B) zu vergleichen, sollten die

ermittelten Werte für die Gesamtknochendichte normal verteilt sein. Wie in Abb. 32 zu erkennen

ist, lag diese Normalverteilung der Werte bei den 48 gemessenen Hundefemora vor.

Abb. 32: Plotdarstellung der Normalverteilung der Werte der Gesamtknochendichte der drei unterschiedlichen Gruppen von Hunden (n=48).

161616 N =

Ohne Prothese (Gruppe C)

Zweymüller (Gruppe B)

Spiron (Gruppe A)

600

500

400

300

200

Gesamtknochendichte in mg/cm3

4 ERGEBNISSE 81

4.2 Messung der Maximal-Belastung

Der Vergleich der Mittelwerte der maximalen Prüflast ergab für die Femora ohne Prothese

(Gruppe C) mit 3935 N den höchsten Wert, gefolgt von der Gruppe der Femora mit Spiron-

Prothese (Gruppe A) mit 1306 N und den Femora mit Zweymüller-Prothese (Gruppe B) mit dem

geringsten Mittelwert der maximalen Prüflast von 854 N (Abb. 33). Der Vergleich der beiden

Prothesensysteme (Gruppe A und B) zeigte einen signifikant höheren Mittelwert der Belastungs-

maxima für die Femora mit implantierter Spiron-Prothese (Gruppe A).

Die Belastungsmaxima der beiden Gruppen mit Prothese ereichten jeweils eine relativ große

Spannweite: Gruppe A (Femora mit Spiron-Prothese) von 792 N bis 2200 N, Gruppe B (Femora

mit Zweymüller-Prothese) von 399 N bis 1317 N. Im Vergleich zu diesen beiden Gruppen konnte

in Gruppe C (ohne Prothese) eine größere Spannweite von 1796 N bis 5000 N ermittelt werden.

Da die Maximalkraft der Prüfmaschine bei 5000 N lag, musste bei 4 Femora der Gruppe C, deren

Belastungsmaxima hier noch nicht erreicht waren, die maximale Belastungskraft gleich 5000 N

gesetzt werden.

0

1000

2000

3000

4000

5000

6000

Femora mit Spiron-Prothese

Femora mitZweymüller-

Prothese

Femora ohneProthese

Kra

ft in

New

ton

[N]

Femora mit Spiron-Prothese

Femora mit Zweymüller-Prothese

Femora ohne Prothese

Abb. 33: Vergleich der Mittelwerte der maximalen Prüflasten der Gruppe A (Hundefemora mit Spiron-Prothese), Gruppe B (Hundefemora mit Zweymüller-Prothese) und Gruppe C (Hundefemora ohne Prothese) (n=48)

82 4 ERGEBNISSE

a) Gruppe A (Abb. 34, Hundefemora mit Spiron-Prothese)

In der Gruppe A zeigten sich beim Vergleich der Femora männlicher und weiblicher Tiere sowie

beim Vergleich linker und rechter Femora keine signifikanten Unterschiede im Bezug auf die

mittlere Maximalprüflast. Für die Femora männlicher Tiere wurde mit 1476 N ein um ca. 400 N

höherer Mittelwert der maximalen Prüflast ermittelt als für die der weiblichen Tiere mit lediglich

1087 N. Beim Vergleich der Femora der linken und rechten Seite ergab sich bei einem Mittelwert

der maximalen Prüflast von 1412 N für die rechten Femora und 1201 N für die linken Femora

eine Differenz zwischen beiden Seiten von ca. 210 N. Dieser Unterschied war nicht signifikant.

0

500

1000

1500

2000

Femoramännlicher

Tiere



Kra

ft in

New

ton

[N]



linke Femora

rechte Femora

Abb. 34: Vergleich der Mittelwerte der maximalen Prüflasten der Gruppe A (Hundefemora mit Spiron- Prothese), Femora männlicher und weiblicher Hunde, sowie linker und rechter Femora (n=48)

4 ERGEBNISSE 83

b) Gruppe B (Abb. 35, Hundefemora mit Zweymüller-Prothese)

In Gruppe B wurde für die Belastungsmaxima der Femora männlicher Tiere ein Mittelwert von

901 N und für die der weiblichen Tiere ein mittlerer Wert von 792 N ermittelt; somit betrug die

Differenz der durchschnittlichen Belastungsmaxima zwischen Femora männlicher und weiblicher

Tiere in der Gruppe B (Femora mit Zweymüller-Prothese) etwa 100 N. Beim Vergleich dieser

Femora linker und rechter Seite zeigte sich mit 1016 N für die linken Femora und 727 N für die

rechten ein deutlicher, jedoch nicht signifikanter Unterschied von ca. 310 N zwischen beiden

Seiten.

0

500

1000

1500

Femoramännlicher

Tiere



Kra

ft in

New

ton

[N]



linke Femora

rechte Femora

Abb. 35: Vergleich der Mittelwerte der maximalen Prüflasten der Gruppe B (Hundefemora mit Zweymüller- Prothese), Femora männlicher und weiblicher, sowie linker und rechter Femora von Hunden (n=48)

84 4 ERGEBNISSE

c) Gruppe C (Abb. 36, Hundefemora ohne Prothese)

In der Gruppe der Femora ohne Prothese (Gruppe C) wurde für die Femora männlicher Tiere eine

mittlere Maximalprüflast von 4471 N und für die der weiblichen Tiere ein Mittelwert der

Maximalprüflast von 3613 N berechnet. Im Vergleich der mittleren Maximalprüflasten der linken

Femora (3932 N) und die der rechten (39381 N) konnte kein signifikanter Unterschied der beiden

Seiten festgestellt werden.

Für zwei linke und zwei rechte Femora der Gruppe C von unterschiedlichen Tieren (davon drei

männlich und ein weiblich, siehe Tab. 13 Anhang), deren Belastungsmaxima über 5000 N (siehe

Versuchsaufbau) lagen, konnten keine absoluten Maximalkräfte angegeben werden, da die

Maximalkraft der Prüfmaschine bei 5000 N lag. In diesen Fällen wurde die maximale

Belastungskraft gleich 5000 N gesetzt. Dies ist bei der relativ großen Differenz (ca. 900 N) der

mittleren Prüflasten zwischen den Femora männlicher und weiblicher Tiere zu beachten.

0

1000

2000

3000

4000

5000

6000




Kra

ft in

New

ton

[N]



linke Femora

rechte Femora

Abb. 36: Vergleich der Mittelwerte der maximalen Prüflasten der Gruppe C (Hundefemora ohne Prothese), Femora männlicher und weiblicher, sowie linker und rechter Femora von Hunden (n=48)

4 ERGEBNISSE 85

4.2.1 Statistische Auswertung

a) Geschlechtsspezifische Unterschiede

Für die erreichten maximalen Prüflasten auf die Femora konnten beim Vergleich von männlichen

mit weiblichen Tieren bei allen drei Gruppen keine signifikanten geschlechtsspezifischen

Unterschiede festgestellt werden. Die maximal erreichten Prüflasten waren somit unabhängig

vom Geschlecht der Hunde.

b) Vergleich linker und rechter Hundefemora

Der Vergleich der linken und rechten Femora zeigte in allen drei Gruppen keine signifikanten

Unterschiede bezüglich der ermittelten maximalen Prüflast.

c) Vergleich der Gruppen

Die Vergleiche zwischen den einzelnen Gruppen wurden jeweils mit einfacher Varianzanalyse

und nichtparametrischen Tests durchgeführt. Für die maximale Prüflast gab es signifikante

Unterschiede (Tab. 3). Die ANOVA-Analyse zeigte, dass es zwischen der Gruppe ohne Prothese

und den beiden anderen Gruppen signifikante Unterschiede gab. Es zeigten sich jedoch keine

signifikanten Unterschiede zwischen der "Spiron"-Gruppe und der "Zweymüller"-Gruppe. Beim

nichtparametrischen Kruskal-Wallis-Test und dem anschließenden Mann-Whitney-Test zeigte

sich, dass zwischen allen drei Gruppen signifikante Unterschiede vorlagen. Da die Daten für

maximale Prüflast in der Analyse nicht normalverteilt waren, wurden die nichtparametrischen

Tests bevorzugt. Eine Kovarianzanalyse erbrachten noch einmal den Nachweis, dass die

Knochendichte als Kovariable keinen signifikanten Einfluss auf den Vergleich, der in den

einzelnen Gruppen erreichten, maximalen Prüflasten hatten.

Vergleich

Signifikanz in der ANOVA-

Analyse

Signifikanz im Mann-

Whitney-Test Spiron-/Zweymüller-

Prothese

0,230

0,001*

Spiron-Prothese/ohne Prothese

0,000*

0,000*

Zweymüller-Prothese/ohneProthese

0,000*

0,000*

Tab. 3: Signifikanzen des Vergleichs der drei Gruppen bezüglich der maximalen Prüflasten (mit * gekennzeichneten Vergleiche zeigen signifikante Unterschiede zwischen den drei Gruppen, p< 0,05)

86 4 ERGEBNISSE

4.3 Bestimmung der Einsinktiefe und des elastischen Rückschwingens der Prothesen

4.3.1 Permanente Einsinktiefe der Prothesen

Bei der Messung der permanenten Einsinktiefe konnte festgestellt werden, dass die Zweymüller-

Prothese mit 3,29 mm (± 0,65 mm) im Durchschnitt tiefer in den Femurschaft einsank als die

Spiron-Prothese in den Femurhals; dies galt sowohl absolut, als auch pro jeweilige

Belastungsstufe. Die Spiron-Prothese sank im Mittel insgesamt 1,27 mm (± 0,65 mm) in den

Femurhals ein. Während die Spiron-Prothese bei der Endstufe der Berechnung (1000 N) 1,27 mm

(± 0,65 mm) einsank, erreichte die Zweymüller-Prothese bereits bei Belastungsstufe 400 N einen

von Wert von 1,03 mm (± 0,47 mm). Die Zweymüller-Prothese sank bei der

Berechnungsendstufe (1000 N) 3,29 mm (± 0,65 mm) und somit fast 3-mal so tief wie die

Spiron-Prothese in den Femurschaft ein (Abb. 37).

0,00

1,00

2,00

3,00

4,00

5,00

6,00

200 400 600 800 1000

Belastungsstufe im N

Ein

sink

tiefe

in m

m

Einsinktiefe Mittelwert SpironEinsinktiefe Mittelwert Zeymüller

Abb. 37: Gegenüberstellung der permanenten Einsinktiefen (Mittelwerte) für die beiden Prothesen (Spiron- und Zweymüller-Prothese) pro Belastungsstufe (200 N-1000 N).

mit * gekennzeichnete Mittelwerte weisen Signifikanzen zwischen Spiron- und Zweymüller-Gruppe auf, *p<0,05

*

*

*

*

4 ERGEBNISSE 87

4.3.1.1 Permanente Einsinktiefe pro Belastungsstufe

Bei der differenzierteren Betrachtung der permanenten Einsinktiefe pro Belastungsstufe konnten

erst ab Belastungsstufe 400 N und höher (600N, 800 N und 1000 N) signifikante Unterschiede

zwischen Gruppe A (Spiron-Prothese) und Gruppe B (Zweymüller-Prothese) bezüglich der

permanenten Einsinktiefe pro Belastungsstufe ermittelt werden. Für die 200 N-Belastungsstufe

zeigten die festgestellten Unterschiede lediglich einen Trend zur Signifikanz (Tab. 4).

Permanente Einsinktiefe pro Belastungsstufe

200 N

400 N

600 N

800 N

1000 N

insgesamt

Spiron-Prothese (Mittelwert)

0,17mm

0,32mm*

0,58mm*

0,92mm*

1,27mm*

1,27mm*

Zweymüller-Prothese (Mittelwert)

0,49mm

1,03mm*

1,78mm*

2,58mm*

3,29mm*

3,29mm*

Tab. 4: Permanente Einsinktiefen (Mittelwerte) für Spiron- und Zweymüller-Prothese bei unterschiedlichen Belastungsstufen (n=32); mit * gekennzeichnete Mittelwerte weisen Signifikanzen zwischen Spiron- und Zweymüller-Gruppe auf, *p<0,05

88 4 ERGEBNISSE

4.3.2 Kurzzeitige Einsinktiefe der Prothesen unter Belastung

Die Messung der Rückschwingamplitude ergab für die Zweymüller-Prothese einen mittleren

Wert von 1,13 mm (± 0,76 mm) und für die Spiron-Prothese einen Mittelwert von 1,47 mm (±

0,73 mm) (siehe Tab. 5). Die Spiron-Prothese zeigte im Mittel geringfügig höhere Rück-

schwingamplituden als die Zweymüller-Prothese; dies galt sowohl absolut als auch für die

Belastungsstufen ab der Stufe 400 N. Die Unterschiede zwischen den beiden Prothesensystemen

waren jedoch mit p = 0,19 nicht signifikant. Beachtenswert war jedoch, dass die Spiron-Prothese

im Vergleich zu den anderen Stufen bei Belastungsstufe 1000 N eine im Mittel deutlich höhere

Rückschwingamplitude (1,47 mm) im Vergleich zur Zweymüller-Prothese (1,13 mm) zeigte

(Abb. 38 und Tab. 5).

0,00

1,00

2,00

3,00

4,00

5,00

6,00

200 400 600 800 1000

Belastungsstufe in N

Rüc

ksch

win

gam

plitu

de in

mm

Rückschwingamplitude MittelwertSpironRückschwingamplitude MittelwertZweymüller

Abb. 38: Gegenüberstellung der kurzzeitigen Einsinktiefen (Mittelwerte) für die beiden Prothesen (Spiron- und Zweymüller-Prothese) bei unterschiedlichen Belastungsstufen (200 N-1000 N).

4 ERGEBNISSE 89

4.3.2.1 Kurzzeitige Einsinktiefe pro Belastungsstufe

Auch bei der differenzierten Betrachtung der Rückschwingamplitude pro Belastungsstufe,

konnten ab Belastungsstufe 400 N und besonders deutlich bei Stufe 1000 N Unterschiede

zwischen Gruppe A (Spiron-Prothese) und Gruppe B (Zweymüller-Prothese) ermittelt werden

(Tab 5). In der statistischen Auswertung zeigten sich die Unterschiede jedoch als nicht

signifikant.

Kurzzeitige Einsinktiefe pro Belastungsstufe

200 N

400 N

600 N

800 N

1000 N

insgesamt


0,56mm

0,75mm

0,96mm

1,22mm

1,47mm

1,47mm


0,59mm

0,70mm

0,91mm

1,18mm

1,13mm

1,13mm

Tab. 5: Kurzzeitige Einsinktiefen (Mittelwerte) für Spiron- und Zweymüller-Prothese bei unterschiedlichen Belastungsstufen (n=32)

90 4 ERGEBNISSE

4.3.3 Gesamteinsinktiefe

Da sich die Gesamteinsinktiefe aus der elastischen Rückschwingamplitude (kurzzeitige

Einsinktiefe) und der permanenten Einsinktiefe der Prothese zusammensetzt, wurden auch hier

für die Gruppe der Spiron-Prothese mit durchschnittlich 2,74 mm (± 1,09 mm) signifikant

niedrigere Werte ermittelt als für die Gruppe der Zweymüller-Prothese mit 4,42 mm (± 1,14

mm); dies galt sowohl insgesamt als auch pro jeweilige Belastungsstufe. Während die Spiron-

Prothese bei Belastungsstufe 1000 N eine Gesamteinsinktiefe von durchschnittlich 2,47 mm (±

1,09 mm) aufwies, erreichte die Zweymüller-Prothese bereits bei Belastungsstufe 600 N einen

Wert von 2,68 mm (± 0,78 mm). Die durchschnittliche Gesamteinsinktiefe der Zweymüller-

Prothese betrug 4,42 mm (± 1,14 mm) und war somit mehr als 3-mal so tief wie die der Spiron-

Prothese (Abb. 39).

0,00

1,00

2,00

3,00

4,00

5,00

6,00

200 400 600 800 1000

Belastungsstufe in N

Ein

sink

tiefe

mit

Rüc

ksch

win

gam

plitu

de in

mm

Einsinken undRückschwingamplitude MittelwertSpironEinsinken undRückschwingamplitude MittelwertZweymüller

Abb. 39: Gegenüberstellung der Gesamteinsinktiefen (Mittelwerte) für die beiden Prothesen (Spiron- und Zweymüller-Prothese) pro Belastungsstufe (200 N-1000 N).

mit * gekennzeichnete Mittelwerte weisen Signifikanzen zwischen Spiron- und Zweymüller-Gruppe auf, *p<0,05

*

*

*

*

4 ERGEBNISSE 91

4.3.3.1 Gesamteinsinktiefe pro Belastungsstufe

Bei der Betrachtung der Gesamteinsinktiefe pro Belastungsstufe konnten, wie auch bei der

permanenten Einsinktiefe, erst ab Belastungsstufe 400 N und höher (600N, 800 N und 1000 N)

signifikante Unterschiede zwischen Gruppe A (Spiron-Prothese) und Gruppe B (Zweymüller-

Prothese) bezüglich der Gesamteinsinktiefe pro Belastungsstufe ermittelt werden. Die für die

200-N-Belastungsstufe festgestellten Unterschiede wiesen lediglich einen Trend zur Signifikanz

auf (Tab. 6)

Gesamteinsinktiefe pro Belastungsstufe

200 N

400 N

600 N

800 N

1000 N

insgesamt


0,73mm

1,07mm*

1,54mm*

2,14mm*

2,47mm*

2,47mm*


0,94mm

1,68mm*

2,68mm*

3,76mm*

4,42mm*

4,42mm*

Tab. 6: Gesamteinsinktiefe (Mittelwerte) für Spiron- und Zweymüller-Prothese bei unterschiedlichen Belastungsstufen (n=32); mit * gekennzeichnete Mittelwerte weisen Signifikanzen zwischen Spiron- und Zweymüller-Gruppe auf, *p<0,05

92 4 ERGEBNISSE

4.4 Frakturformen nach Erreichen der Maximalbelastung

Bei Erreichen der Belastungsmaxima frakturierten alle mit Prothesen implantierten Femora in

unterschiedlicher Form. Die Prothesen blieben bei diesen Messungen ohne Beschädigungen.

In den Abbildungen 40 (linkes Bild) und 41 (linkes Bild) werden die beiden Prothesensysteme

nach der Implantation der Prothesen und vor der Messung der Belastungsmaxima gezeigt, um die

Situation nach Erreichen des jeweiligen Belastungsmaximums und somit des „Ausbruchs“ der

Prothese aus dem Knochenlager (Abb. 40 und 41, jeweils rechtes Bild) besser beurteilen zu

können.

4.4.1 Frakturformen in Gruppe A (Femora mit Spiron-Prothese)

Bei allen Femora der Gruppe A brach die Spiron-Prothese am individuellen Belastungsmaximum

im Schenkelhals durch distales Abkippen der Prothese (Abb. 40 rechtes Bild). Das

Knochengewebe im Bereich des Femurhalses wurde nur in geringem Maße zerstört. Eine

Knochenkomprimierung unterhalb der Intertrochantärregion fand nicht statt.

Abb. 40: Implantierte Spiron-Prothese vor (links) der Messung der Maximalbelastung und nach (rechts) Erreichen der Maximalbelastung, typische Frakturform der Femora der Gruppe A (Linke Abb.: rechtes Femur, kaudale Ansicht, rechte Abb.: rechtes Femur, kraniale Ansicht)

4 ERGEBNISSE 93

4.4.2 Frakturformen in Gruppe B (Femora mit Zweymüller-Prothese)

Die Zweymüller-Prothese drang unter Maximalbelastung bei allen untersuchten Femora der

Gruppe B in den Femurschaft ein. Durch die Keilwirkung des Prothesenschaftes trat nach einer

initialen Rissbildung (Abb. 41, rechtes Bild, roter Pfeil) im proximalen Viertel des Femurschaftes

ein deutliches Aufspreizen der Kompakta, insbesondere im mediokranialen Bereich, ein. Es

entstand eine massive Zerstörung des Femurschaftes.

Abb. 41: Implantierte Zweymüller-Prothese vor (links) der Messung der Maximalbelastung und nach (rechts) Erreichen der Maximalbelastung, typische Frakturform der Femora der Gruppe B (Linke Abb.: linkes Femur, kraniale Ansicht, rechte Abb.: linkes Femur, kraniale Ansicht)

94 4 ERGEBNISSE

4.4.3 Frakturformen in Gruppe C (Femora ohne Prothese)

Innerhalb dieser Gruppe frakturierten 4 Femora (Abb. 42) nicht unter der vorgegebenen

Maximallast von 5000 N, da deren Belastungsmaxima über 5000 N lagen. Die übrigen 12

Femora frakturierten unter jeweils individueller Maximallast und zeigten hierbei Querfrakturen

oder mediale Schenkelhalsfrakturen oder Längsfrakturen, die im Folgenden beschrieben werden.

0

1

2

3

4

5

6

kein Frakturieren Querfraktur Schenkelhalsfraktur Läng sfraktur

Anz

ahl d

er F

emor

a

Abb. 42: Frakturverhalten der Femora in Gruppe C nach Maximalbelastung (n=16)

4 ERGEBNISSE 95

a) Querfraktur des Femurschaftes

Bei fünf Femora der Gruppe C führte das Erreichen der Maximalbelastung zu einer querver-

laufenden Biegungsfraktur des Femurschaftes ca. 1,5 bis 2,0 cm oberhalb des Polymethyl-

metacrylat (PMMA)-Sockels. Aufgrund der hohen Lasten während der Belastungsmessung

entstanden Trümmerfrakturen (Abb. 43). Da es unter der hohen Belastung vorerst zu einer

extremen Durchbiegung des gesamten Femurschaftes kam, werden diese Frakturen auch als

Biegefrakturen bezeichnet.

Abb. 43: Querfraktur des Femurschaftes dicht proximal der PMMA-Einbettung (linkes Femur, kraniale Ansicht)

96 4 ERGEBNISSE

b) Mediale Schenkelhalsfraktur

An fünf Femora der Gruppe C erfolgten mediale Schenkelhalsfakturen verschiedener Typen nach

PAUWELS ohne und mit Frakturen des Caput ossis femoris.

Die Abbildungen 44 und 45 zeigen mediale Schenkelhalsfrakturen PAUWELS Typ III, d.h. der

Winkel, den die Frakturebene mit der Horizontalen bildet, misst mehr als 70°. Dieses

Frakturverhalten war bei 50% der Femora mit medialer Schenkelhalsfaktur unter der

Maximalbelastung zu beobachten. Der Frakturspalt konnte sich jedoch wie in Abb. 44 stärker in

kaudolateraler Richtung oder wie in Abb. 45 stärker in kranialer Richtung fortsetzen.

Abb. 44: Schenkelhalsfraktur, nach PAUWELS: Typ III (rechtes Femur, kaudale Ansicht)

Abb. 45: Schenkelhalsfraktur, nach PAUWELS: Typ III (rechtes Femur, kraniale Ansicht)

4 ERGEBNISSE 97

Bei Erreichen der Maximalbelastung zeigten 40% der Femora mit medialer Schenkelhalsfaktur

den PAUWELS Typ II (Abb. 45). In der Abb. 46 ist zusätzlich zur Schenkelhalsfraktur eine

senkrecht zur Äquatorebene verlaufende Rissbildung am Femurkopf zu erkennen.

Abb. 46: Schenkelhalsfraktur, nach PAUWELS: Typ II, mit Fraktur des Femurkopfes (linkes Femur, kraniale Ansicht)

Von den Femora, die im Bereich des Schenkelhalses oder des Femurkopfes frakturierten, zeigten

etwa 10 % eine Längsfraktur des Schenkelhalses (Abb. 47).

Abb. 47: Schenkelhalsfraktur mit Zerstörung des Femurkopfes (rechtes Femur, kraniomediale Ansicht)

98 4 ERGEBNISSE

c) Spiralfraktur des Femurschaftes

Zwei Femora der Gruppe C frakturierten in Form einer Torsionsfraktur mit spiralförmigem

Fraktur- verlauf (Abb. 48). Der Verlauf der Frakturlinien der Fragmente reichte von kurz

oberhalb des PMMA-Sockels bis zum proximalen Viertel des Femurschaftes. Femurhals bzw. -

kopf waren jedoch nicht frakturiert.

Abb. 48: Spiralfraktur des Femurschaftes (linkes Femur, kraniale Ansicht), an Caput bzw. Trochanter major ossis femoris sind Klebemarken für die

Ultraschallmessung angebracht.

5 DISKUSSION 99

5 Diskussion Im Rahmen dieser Arbeit wurde die Primärstabilität der zementfreien Schenkelhalsprothese Typ

Spiron (Fa. ARGE Medizintechnik, Hannover) erstmals am Hundefemur untersucht und mit

einem ebenso zementfreien Geradschaftsystem –Zweymüller Alloclassic™ SL (Fa. Sulzer

Medica, Winterthur, Schweiz) verglichen.

Hierzu wurden die maximale Belastungskraft des Prothese-Knochengefüges unter zyklischer

Belastung und als Parameter für die Primärstabilität die Einsinktiefe der Prothesen in den

Femurschaft bzw. –hals ermittelt. Um die Vergleichbarkeit der Gruppen (Gruppe A: Femora mit

Spiron-Prothese, Gruppe B: Femora mit Zweymüller-Prothese, Gruppe C: Femora ohne Prothese)

zu untersuchen, wurden Messungen der absoluten Knochendichten durchgeführt.

5.1 Künstlicher Hüftgelenkersatz in der Kleintiermedizin

Der künstliche Hüftgelenkersatz stellte für die Kleintiermedizin eine bedeutende Errungenschaft

in der orthopädischen Chirurgie, insbesondere für die Therapie der HD dar. Zu Anfang wurden

beim Hund nur Kopf- und Kopf-Halsprothesen ohne Zementfixation eingesetzt (ARCHIBALD u.

BALLANTYNE 1953, BROWN 1953, JENNY 1953, VAUGHAN 1955, STADER 1956, GAY

1963, HUTTON u. ENGLAND 1969). Die zu dieser Zeit am häufigsten eingesetzte Femurkopf-

bzw. Schenkelhalsprothese, Femurkopfprothese nach BROWN, bestand aus einem Stahlkopf mit

einem in den Femurhals inserierenden, ca. 6 cm langen Stiel. Diese Prothese hatte keine

Oberflächenbeschichtung; sie wurde ohne Zementfixation in den Femurhals eingeschlagen und

lediglich ein intramedullärer Nagel diente zur Sicherung der Primärstabilität (GAY 1955). Als

problematisch erwies sich diese (Teil-)prothese bei einer mangelnden Acetabulumtiefe und/oder

einer Steilstellung des Schenkelhalses, da sie in diesen Fällen luxierte (GAY 1961).

Die erste noch zementfrei fixierte Hüfttotalendoprothese für den Hund wurde von GORMAN

(1957) entwickelt. Es handelte sich um die erste lange Schaftprothese. Sie zeigte Mängel in Form

einer Lockerung des Verankerungsstiels sowie des artifiziellen Acetabulum (NUNAMAKER

1985).

Eine weitere Variante für den Ersatz der femoralen Komponente bildete die von PUNZET und

ZWEYMÜLLER (1979) entwickelte "Kappenprothese" aus Aluminiumoxidkeramik.

Die erste zementfixierte, beim Hund in größerem Umfang eingesetzte Prothese war die sog.

Richards Canine II. Heute werden die in der Kleintiermedizin eingesetzten Hüftprothesen fast

100 5 DISKUSSION

ausschließlich mit Knochenzement (PMMA) fixiert. Die später folgenden Prothesen, wie das

BioMedrix Hüftprothesen-System (Fa. BioMedrix, Allendale) oder das Biomecanique-Prothesen-

System (Frankreich) leiteten sich mehr oder weniger von diesem Modell ab (LINNMANN 1998).

Um das Risiko einer Luxation zu verringern, wurden die sog. Schnapppfannen entwickelt, bei

denen der Pfannenrand verengt ist, so dass der Prothesenkopf gewissermaßen in die Pfanne

einrastet. Die Prothese nach Pérot (Fa. OTI, USA), das Modell Aesculap (Fa. Aesculap,

Tuttlingen) und die Oldag-Totalendoprothese (Fa. Heiland, Hamburg) sind einige der Modelle,

die dieses Prinzip umsetzen.

5.1.2 Indikationen für den künstlichen Hüftgelenkersatz beim Hund Bezüglich der Indikation für eine Hüftgelenksprothese waren die Angaben in der Literatur jedoch

sehr uneinheitlich. Die Implantation einer Hüfttotalendoprothese beim Hund kommt nach

DÁVID und KASPER (1991) nur in Betracht, wenn eine schwere HD bzw. eine hochgradige

schmerzhafte Coxarthrose vorliegt. So reicht nach DE HAAN et al. (1993) sowie REMEDIOS

und FRIES (1995) bereits eine mittelgradige, mit Schmerzen verbundene Arthrose des

Hüftgelenkes als Indikation aus. Nach LINNMANN (1998) ist die Implantation eines künstlichen

Hüftgelenkes indiziert, wenn eine gelenkerhaltende Operation (Durchtrennung bzw. Entfernung

des M. pectineus, Denervation der Hüftgelenkskapsel, Intertrochantäre Varisations- und

Derotationsosteotomie, Femurhalsverlängerung, Dreifache Beckenosteotomie, Pfannendach-

plastik, Femurkopfresektion, Gelatine-Kappen-Arthroplastik) nicht zum Erfolg führt.

FREUDIGER et al. (1997) begrenzen die Implantation einer Hüftprothese beim Hund auf

krankhafte Veränderungen, die dauerhafte Schmerzen verursachen und/oder die Biomechanik des

Hüftgelenkes einschränken.

Der Einsatz einer Hüftendoprothese sollte erst nach dem Schluss der Wachstumsfugen (MATIS

1995), also ab einem Mindestalter von neun Monaten erfolgen (REMEDIOS u. FRIES 1995,

WALLACE u. OLMSTEAD 1995).

Der Hüftgelenkersatz ist bei asymptomatischen Hunden, ungeachtet der röntgenologisch

nachweisbaren Veränderungen am Hüftgelenk, nicht angezeigt (WALLACE u. OLMSTEAD

1995). Grundsätzlich kontraindiziert ist der Gelenkersatz, wenn die klinische Symptomatik

andere Ursachen als eine coxofemorale Gelenkerkrankung hat. So stellen neurologisch bedingte

Funktionsstörungen, alle systemischen oder lokalen Infektionen (BRINKER et al. 1993), maligne

5 DISKUSSION 101

bzw. inoperable Tumoren (HOHN et al. 1986) sowie mangelhafte Knochensubstanz

(OLMSTEAD u. HOHN 1980) Kontraindikationen für die Implantation einer Hüftendoprothese

dar.

5.1.3 Zementierte oder zementfreie Hüftgelenksendoprothesen In der Kleintiermedizin stellt der Einsatz zementierter Hüftendoprothesensysteme heute eine

etablierte Methode dar. Doch nicht zuletzt wegen der Vorteile der zementfreien Fixation befindet

sich die zementfreie Endoprothetik, den Tendenzen in der Humanmedizin folgend, auch beim

Hund in der Erprobungsphase (LINNMANN 1998). Diese Vorteile liegen in der Fixation durch

Einwachsen von Knochengewebe ("bony ingrowth") und dem Vermeiden zementbedingter

Probleme (MONTGOMERY et al. 1992). Die ossäre Integration wurde durch eine poröse

Struktur der Prothesenoberflächen, wie sie auch heute noch bei der Spiron- und

Zweymüllerprothese üblich ist, erreicht. Zur Vermeidung von Rotationen dienen zusätzliche

Fixierungszapfen.

Das Ziel der Entwicklungen in der zementfreien Hüftprothetik ist es, Prothesenmaterialien

herzustellen, die der Elastizität des Knochens weitgehend entsprechen sowie Prothesenstiele zu

formen, die eine optimale Passform besitzen und das physiologische Spannungsmuster in Femur

und Acetabulum aufrechterhalten. Ebenso ist man um Beschichtungen bemüht, die die knöcherne

Integration und somit die dauerhafte Fixation der Prothesen fördern (MONTGOMERY et al.

1992).

Erhebliche Nachteile der Zementfixation sind die Monomertoxizität, das Aufquellen des

Knochens durch Wasseraufnahme sowie die, durch die enorme Polymerisationswärme

auftretende, Primärnekrose (SCHAWALDER 1990, 1995). Als nachteilig gelten auch die

mechanischen Eigenschaften des Knochenzements, wie Sprödigkeit, geringe Zugfestigkeit,

geringe Bruchdehnungs- und Bruchermüdungsfestigkeit sowie geringe Elastizität (GOYMANN

1991). Tritt als Komplikation einer zementierten Implantation eine Osteomyelitis auf, so muss

neben dem Implantat selbst auch der Knochenzement vollständig entfernt werden, da dieser einen

Infektionsherd darstellen kann (NUNAMAKER 1985, HOHN et al. 1986, WALLACE u.

OLMSTED 1995, TOMLINSON u. McLAUGHLIN 1996). Diese Komplikation ist bei einer

zementlosen Prothese deutlich einfacher zu behandeln, da hier nur das Implantat entnommen

werden muss. Außerdem kann es bei der Implantation von zementierten Prothesen, wenn auch

sehr selten, zu einer Schädigung des N. ischiadicus kommen. Diese Schädigung erfolgt durch den

102 5 DISKUSSION

Kontakt des Nervens mit dem Knochenzement während der exothermischen Phase der

Zementpolymerisation (OLMSTED 1987, MASSAT 1995). Die "Altersunbeständigkeit" der

Zementfixation spielt beim Hund wegen der verhältnismäßig kurzen "Standzeiten" von

durchschnittlich fünf Jahren aufgrund der Lebenserwartung der Hunde eine unbedeutende Rolle.

Obwohl die Vorteile der zementfreien Fixation offensichtlich sind, gibt es aus tiermedizinischer

Sicht einige Argumente gegen den Einsatz zementfreier Hüftendoprothesen beim Hund.

Aufgrund mangelnder Erfahrung mit der Operationstechnik können bei der zementlosen

Implantation der Hüftprothese intraoperative Fissuren und/oder Frakturen auftreten

(MONTGOMERY et al. 1992, DE YOUNG et al. 1992). Des Weiteren konnte postoperativ

häufig ein Absinken des Prothesenschaftes beobachtet werden, der sich allerdings nachfolgend

stabilisierte und somit ohne klinische Probleme war (DE YOUNG et al. 1992). Der größte

Nachteil der zementlosen Hüftendoprothetik in der Tiermedizin sind die hohen Kosten einer

solchen Implantation (KRÜGER 1995, MÜLLER 1995). Nach MÜLLER (1995) gestaltet sich

eine zementfreie Implantation deutlich schwieriger und problembehafteter, da die

raumausfüllende Wirkung des Knochenzements wegfällt. Das Erreichen eines perfekten Sitzes

der Prothese erfordert demzufolge eine präzise Vorbereitung der Markhöhle und eine Vielzahl

unterschiedlicher, zur Verfügung stehender Schaftformen und -größen (MÜLLER 1995). Nach

MÜLLER (1995) werden die zementierten Prothesen in der Tiermedizin noch lange die

bevorzugte Variante sein, da sich die zementierte Hüftendoprothetik in zahlreichen Studien als

erfolgreiche, komplikationsarme Methode mit sehr guten Langzeitergebnissen bewährt hat. Die

Einführung der zementlosen Hüftprothese in der Kleintiermedizin hält OLMSTED (1992) für

nicht erforderlich, da eine zu erwartende Implantat- und damit Zementlockerung beim Hund

aufgrund seiner Lebenserwartung keine Rolle spiele. Wegen der guten Ergebnisse sieht auch

GUTBROD (1995) keine Notwendigkeit in der Veterinärmedizin von der zementierten zur

zementfreien Implantation zu wechseln. Ferner gibt es bisher zur zementfreien Implantation von

Hüftprothesen beim Hund keine postoperativen Studien größeren Umfangs, im Besonderen keine

Langzeitergebnisse (LINNMANN 1998). Die bislang vorliegende Studie von DE YOUNG et al.

(1993) zur zementfreien Prothesenimplantation zeigte jedoch durchaus gleichwertige Ergebnisse.

5 DISKUSSION 103

5.1.4 Verankerungsprinzipien der Spiron- und der Zweymüller-Prothese In der zementlosen Endoprothetik stehen sich zwei verschiedene Verankerungsprinzipien

gegenüber. Die Verankerung der Spiron-Prothese basiert auf dem Prinzip der konischen

Gewindeverschraubung in der Spongiosa der proximalen Femurregion (BIRKENHAUER et al.

2004). Dagegen ist die Zweymüller-Prothese durch konische Verklemmung in der diaphysären

Kompakta (ZWEYMÜLLER 1987) verankert. Beide Systeme verfolgen als zementfreie

Prothesen das Prinzip der sog. "press-fit"-Verankerung, d.h. durch engen, weitflächigen Kontakt

zwischen Knochen und Prothese soll eine hohe primäre Stabilität erzielt werden

(ZWEYMÜLLER 1987).

5.2 Untersuchungsgut

Für diese Arbeit wurden ausschließlich adulte Hunde der Rasse Deutscher Schäferhund und

Deutscher Schäferhund-Mischling untersucht, um eine möglichst homogene Gruppe bezüglich

des Gewichtes und der Konstitution zu erhalten. Wie in der Literaturübersicht beschrieben,

finden sich bei den einzelnen Rassen deutliche Unterschiede bezüglich der Form und Gestalt des

Acetabulums sowie des proximalen Bereichs des Femur (RICHTER u. LOEFFLER 1976).

Die Rasse Deutscher Schäferhund bzw. deren Mischlinge stellen sich als geeignet dar, da sie eine

erhebliche Disposition zur Entwicklung der HD aufweisen: 21,9% HD-Befallsquote bei 32 163

bewerteten Röntgenaufnahmen (CORLEY, 1992). Die Bedeutung der Hüftgelenksdysplasie

ergibt sich bei den verschiedenen Hunderassen auch aus den Anforderungen, die an sie gestellt

werden. Da die Dienst- und Gebrauchshunderassen sowie die Sporthunderassen durch die hohe

körperliche Belastung am ehesten Ausfallserscheinungen erkennen lassen, spielt die HD

besonders beim Deutschen Schäferhund als vorherrschendem Gebrauchs- und Diensthund die

größte Rolle (LINNMANN 1998).

Die in der Arbeit verwendeten Knochen waren ausschließlich Femora adulter Tiere, so dass

wachstumsbedingte Formunterschiede (z.B. noch nicht verknöcherte Wachstumszonen) sowie

unterschiedliche Mineralisierungszustände der Femora ausgeschlossen werden konnten.

Die verwendeten Femora wiesen keine oder nur geringgradige dysplastische Veränderungen im

proximalen Bereich des Femurs (Femurhals und -kopf) auf und zeigten geringgradige

individuelle Form- und Größenunterschiede. Eine Ausgangssituation mit exakt gleichen

104 5 DISKUSSION

Bedingungen für alle Femora wäre nur durch die Verwendung von Kunstfemora gegeben

gewesen. Um den Bezug zur Rasse Deutscher Schäferhund herzustellen, wurde jedoch auf die

Verwendung solcher Kunstfemora verzichtet.

Aus technischen Gründen wurden die verwendeten Femora bei einer Temperatur von -21°C

tiefgefroren. Als besonders günstig gilt die Verwendung von frisch entnommenen Präparaten, da

sich das viskoelastische Verhalten des Knochens nach Eintritt des Todes nur geringfügig ändert

(BLACK 1984, LINDE u. SORENSEN 1993). Jedoch auch eine Lagerung bei –21°C und

einmalige Verwendung unter langsamem Auftauen bei Zimmertemperatur ist laut SCHNEIDER

(1995) und BIRNBAUM et al. (2001) vertretbar. Außerdem galten für alle eingesetzten Femora

die gleichen Bedingungen. Ein durch das Tiefgefrieren minimal verändertes Elastizitätsmodul der

Femora konnte somit als Fehlerquelle vernachlässigt werden.

5.3 Bestimmung der Knochendichten

Zur Messung der Knochendichte oder des Mineralgehaltes des Knochens stehen verschiedene

Verfahren zur Verfügung: Ultraschall (HANS et al. 1996, BENITEZ et al. 2000),

Photonenabsorption (DEXA; RIGGS u. MELTON 1995, BOLOTIN u. SIEVÄNEN 2001,

KANN 2001) Computertomographie (KUIPER et al. 1996, GENANT et al. 2000) oder

Mikrocomputertomographie (FELDKAMP et al. 1989, RUEGSEGGER et al. 1996).

In der Arbeit wurde die Knochendichte der einzelnen Hundefemora mittels pQCT bestimmt, um

eventuelle, daraus resultierende Unterschiede der Primärstabilität der Implantate zu erfassen. Um

einen Vergleich der drei Gruppen bezüglich der maximalen Belastungskraft und der Einsinktiefe

durchzuführen zu können, sollten die ermittelten Werte für die Gesamtknochendichte normal

verteilt sein und somit einheitliche Vorraussetzungen vorliegen. In der eigenen Untersuchung war

dies nach statistischer Überprüfung der Ergebnisse (siehe 4.1.4) der Fall.

5.3.1 Osteodensitometrie mittels pQCT Zur Bestimmung der Knochendichte ist eine exakte volumetrische Bestimmung der

Knochenstrukturen, wie z.B. der Kortikalisdicke, nötig. Die dafür verfügbare Methode ist neben

der Kernspintomographie die quantitative Computertomographie (QCT). Die Messung ist

allerdings mit einer relativ hohen Strahlenbelastung von 100 µSv verbunden. Eine

Neuentwicklung der letzten Jahre stellt die periphere quantitative Computertomographie (pQCT)

dar, die Messungen an den Extremitäten beim Menschen erlaubt. Sie ermittelt die volumetrischen

5 DISKUSSION 105

Mineraldichten und unterscheidet zwischen Kortikalis und Spongiosa bei minimaler

Strahlenbelastung: < 2 µSv (KANN 1996). Sie besitzt nach SCHNEIDER et al. (1992) die beste

Validität und ist der sensitivste Messparameter für den Knochenmetabolismus.

Da sich Veränderungen der Knochenmasse infolge des acht- bis zehnmal höheren Turnovers

zuerst in der Substantia spongiosa manifestieren (JULIUS 1997), zielen die meisten Verfahren

zur Knochendichtebestimmung, wie auch die periphere Quantitative Computertomographie

(pQCT), auf eine Messung an überwiegend spongiösem Knochen (Wirbelsäule oder epiphysärer

Teil der Röhrenknochen) ab. In der vorliegenden Arbeit wurde die Knochendichte im proximalen

metaphysären Teil des Femur, der Querebene im Bereich des Trochanter major mit hohem

Spongiosaanteil, gemessen.

Jede Veränderung des Stütz- und Bewegungsapparates, ob tumorös, entzündlich, degenerativ

oder auch nur funktionell-statisch, führt zu einer Veränderung der Knochenstruktur in dem

betroffenen Skelettabschnitt. Somit besteht die Gefahr der Falschinterpretation der

Messergebnisse bei der Bestimmung der Knochendichte in pathologisch veränderten

Knochengewebsregionen (Atrophien, Frakturen, Kallusbildungen; HELLINGER 1993). Aus

diesen Gründen wurde das Collum ossis femoris nicht als Messort gewählt, da in diesem Bereich

eine initiale Coxarthrose bereits zu einer lokalen Knochenatrophie mit Spongiosareduktion und

gleichzeitiger Kortikalisverstärkung führt. Zwar wiesen die verwendeten Femora geringgradige

dysplastische Veränderungen an Femurhals und -kopf auf, der Bereich, in dem die

Knochendichtemessung erfolgte, war jedoch bei allen Femora äußerlich frei von pathologischen

Formveränderungen. Dennoch kann die Gefahr der Fehlinterpretation der Messergebnisse nicht

vollständig ausgeschlossen werden, da sich die arthrotischen Umbauvorgänge bei einer

Coxarthrose nicht immer ausschließlich auf das Collum ossis femoris begrenzen lassen.

5.3.2 Ergebnisse der Knochendichtemessung Die Knochendichtemessung am coxalen Femurende beim Hund ergab für die trabekuläre

Knochendichte (trabekuläre-BMD) einen mittleren Wert von 205,35 mg/cm3 und für die kortikale

gemeinsam mit der subkortikalen Knochendichte (kortikale + subkortikale-BMD) einen

Durchschnittswert von 595,88 mg/cm3. Somit konnte für die Gesamtknochendichte (gesamt-

BMD) ein mittlerer Wert von 420,28 mg/cm3 ermittelt werden. Zu Messwerten der

Knochendichte des Hundes im Bereich der hier verwendeten Trochanter major-Ebene waren

keine Angaben in der Literatur zugänglich. Es liegen lediglich Untersuchungen zum

106 5 DISKUSSION

Elastizitätsmodul des Hundefemurs im Bereich des Femurkopfes (größtenteils trabekulär) vor,

bei denen für die Knochendichte mit Durchschnittswerten von 1,450 g/cm3 (1450 mg/cm3,

BEHRENS et al. 2005) deutlich höhere Werte ermittelt werden konnten.

Üblicherweise wird die Knochendichtebestimmung beim Menschen an Radius und Ulna oder an

der Tibia vorgenommen. So beträgt nach BÄCKER (2003) die an der Tibia mittels pQCT

ermittelte physiologische trabekuläre Knochendichte 190 mg/cm3 und die kortikale 1135 mg/cm3.

Bei der Messung an der Tibia sind somit erheblichere Differenzen zwischen trabekulärer und

kortikaler Knochendichte zu verzeichnen. Diese Werte sind wegen der unterschiedlichen

Methoden (in den eigenen Untersuchungen ein gemeinsamer Wert für die kortikale und

subkortikale Knochendichte) nicht vergleichbar.

Der Vergleich der männlichen und weiblichen Hundefemora ergab für alle drei untersuchten

Gruppen (Gruppe mit Spiron-Prothese, Gruppe mit Zweymüller-Prothese sowie Gruppe ohne

Prothese) keinen Zusammenhang zwischen der ermittelten Gesamtknochendichte, der

trabekulären Knochendichte bzw. kortikalen mit der subkortikalen Knochendichte und dem

Geschlecht der in der Studie verwendeten Hunde. Ein Hinweis auf signifkante

geschlechtsspezifische Unterschiede der Knochendichte beim Tier, insbesondere beim Hund,

konnte auch in der Literatur nicht gefunden werden.

Der Hund ist sowohl im Aufbau als auch im Stoffwechsel des Knochens dem Menschen ähnlich,

dennoch sind z.B. nach Ovariektomie nur vorübergehende und z.T. auch nur geringfügige

Veränderungen des Skelettsystems, insbesondere der Knochendichte messbar (KERN 2004).

Das Krankheitsbild der Osteoporose ist jedoch auch in der Kleintiermedizin nicht selten

(DÄMMRICH 1980). Die Osteoporose kann in Form einer angeborenen Osteogenesis imperfecta

(DIETZ et al. 1982, KÖNIG 1991) oder einer erworbenen Osteoporose, wie z.B. einer

"systemischen Osteoporose" als Folgeerscheinung einer Allgemeinerkrankung, die mit einer

Störung des Eiweißstoffwechsels einhergeht, vorkommen. Auch beim Hund tritt die

Altersosteoporose auf, deren Ursachen wie beim Mensch die altersbedingte Bewegungsinaktivität

und ein allmählicher Ausfall der anabol wirkenden Sexulahormone sind (HESCH 1992). Da bei

den Femora der eigenen Studie keine geschlechtsspezifischen Unterschiede der Knochendichte-

Werte auftraten, ist davon auszugehen, dass keine osteoporotischen Einflüsse vorlagen.

Beim Menschen stellt die Knochendichte eine alters- und geschlechtsabhängige Größe dar. So

sind die geschlechtsspezifischen Unterschiede bezüglich der Knochendichte ab dem vierten

Lebensjahrzehnt seit langem bekannt (NYSSEN-BEHETS et al. 1997). Nach SEEMAN (1997)

5 DISKUSSION 107

beginnt bei Frauen im mittleren Lebensalter eine verstärkte Perforation des kortikalen Knochens

und eine verstärkte endostale Remodelling-Aktivität bis zum Eintritt der Menopause, die vom

Parathormon induziert wird und im Gegensatz zu Männern kaum durch eine periostale

Knochenneubildung ausgeglichen wird. Mit zunehmendem Alter konnten für beide Geschlechter

eine erhöhte Porosität des Knochengewebes in umschriebenen Resorptionszonen sowie ein

genereller Substanzverlust, verursacht durch den Abbau von Osteozyten und vom umgebenden

Osteoid, festgestellt werden. Diese Vorgänge sind jedoch bei Frauen stärker ausgeprägt als bei

Männern (NYSSEN-BEHETS et al. 1997, SEEMAN 1997, IWAMOTO et al. 2000), was sich in

Form der verminderten Knochendichten der betroffenen Frauen äußert.

5.4 Maximalbelastung

5.4.1 Methode Zur Messung der Maximalbelastung des Prothese-Knochengefüges wurde eine

Materialprüfmaschine verwendet, die eine computergesteuerte zyklische Kraftübertragung der

Lasten ermöglichte. Durch das zyklische Aufbringen der Lasten sollte eine dynamische und somit

realistischere Belastung simuliert werden. Über die vertikale Traverse der Prüfmaschine wurden

15 axiale Belastungsstufen mit je 200 N, beginnend bei 200 N schrittweise bis 3000 N, auf die

Prothesen- bzw. Femurköpfe aufgebracht. Pro Belastungsstufe wurden jeweils zehn Zyklen

gefahren (also 150 Zyklen pro Femur). Ab 3000 N wurde die Last linear bis zur begrenzten

Maximalkraft von 5000 N gesteigert. Versuchsaufbau und –durchführung orientierten sich am

Prüfprotokoll für Hüftendoprothesen des Instituts für Unfallchirurgische Forschung und

Biomechanik in Ulm. Hierbei konnten Quer- und Rotationskräfte durch die Materialprüfmaschine

bei der Krafteinleitung nicht vollständig ausgeschlossen werden und stellen somit eine mögliche

Fehlerquelle dar.

In der Belastungsart finden sich in der Literatur große Unterschiede. Bei einer "quasistatischen"

Belastung werden die Belastungszyklen mit einer definierten Frequenz von ca. 1 Hz angelegt und

die Bewegungen bei einer definierten Lastamplitude bestimmt. Im Gegensatz zur dynamischen

Belastung werden wenige Zyklen aufgebracht. Durch den Setzungsprozess während der ersten

Belastungszyklen ergeben sich fast immer erhebliche Unterschiede zwischen dynamischen und

quasistatischen Messungen (HUA u. WALKER 1994). Die Validität einer quasistatischen

108 5 DISKUSSION

Messung gilt es demzufolge zu hinterfragen (STIEHL et al. 1991). Bei einer dynamischen

Messung kann das Setzungsverhalten der Prothesen zu den einzelnen Lastfällen besser

protokolliert werden.

5.4.2 Ergebnisse

Für die Gruppe der Femora ohne Prothese (Gruppe C) wurden mit 3935 N (± 1159 N) die

höchsten mittleren Werte für die maximale Prüflast ermittelt. Für die Gruppe der Spiron-Prothese

(Gruppe A) konnten mit 1306 N (± 418 N) im Mittel höhere maximale Prüflasten als für die

Gruppe der Zweymüller-Prothese (Gruppe B) mit 854 N (± 308 N) gemessen werden. Die

Gruppe der Femora mit Zweymüller-Prothese (Gruppe B) erreichten also im Mittel die geringsten

Werte für die maximale Prüflast.

Die Ergebnisse der Femora der Gruppe C (Gruppe ohne Prothese) sind verständlich, da das

proximale Segment des Femur vollständig erhalten und somit die Biomechanik und Elastizität

des langen Röhrenknochens unbeeinflusst geblieben ist. Je mehr Knochengewebe bei der

Implantation der Prothese entfernt bzw. zerstört wird, desto mehr werden die biomechanischen

Eigenschaften des Knochens verändert; die Biege- und Druckstabilität wird herabgesetzt.

Dagegen führen Schenkelhalsprothesen (Gruppe A: Spiron-Prothese) zu Veränderungen der

Lastübertragung, die jedoch geringer sind als bei Prothesen (Gruppe B: Zweymüller-Prothese)

mit Hüftschaft. Ein Grund dafür könnte sein, dass bei der Gruppe B aufgrund des Designs der

Zweymüller-Prothese großflächig Knochengewebe reseziert werden musste, was die

Biomechanik der Femora deutlich beeinflusste. Das Gefüge aus Zweymüller-Prothese und

Femurschaft zeigt eine verminderte Elastizität und Dehnungsbereitschaft. ELLENRIEDER et al.

(2003) registrierten bei Schaftprothesen lateral und medial eine Dehnungsreduktion von bis zu

60%. Bei einem Vergleich zwischen drei verschiedenen Schenkelhalsprothesen (ESKA Cut,

ESKA Implants, Cigar und DSP und einem "anatomischen Hüftschaft" (GEHE ESKA) war das

sog. stress shielding bei allen Schenkelhalsprothesen signifikant geringer ausgeprägt

(ELLENRIEDER et al. 2003).

Die Maximalkraft der Prüfmaschine liegt bei 5000 N. Deshalb konnten für zwei linke und zwei

rechte Femora von unterschiedlichen Tieren (davon drei männlich und ein weiblich, Tab. 13

Anhang), deren Belastungsmaxima über 5000 N (siehe Versuchsaufbau) lagen, keine absoluten

Maximalkräfte angegeben werden. In diesen Fällen wurde die maximale Belastungskraft gleich

5 DISKUSSION 109

5000 N gesetzt. Dies ist bei der relativ großen Differenz (ca. 900 N) der mittleren Prüflasten

zwischen den Femora männlicher und weiblicher Tiere zu beachten.

Ein Vergleich der erreichten maximalen Prüflasten auf die Femora weiblicher und männlicher

Hunde zeigte für die drei Gruppen ("Spiron"-Gruppe, "Zweymüller"-Gruppe, Gruppe ohne

Prothese) keine signifikanten Unterschiede. Dies war ein, aufgrund der Normalverteilung der

Knochendichten weiblicher und männlicher Hunde aller drei Gruppen, zu erwartendes Ergebnis,

da die Bruchfestigkeit und somit die maximale Belastung des Knochens und die Knochendichte

sowie –masse korrelieren (REINERS 1991).

5.4.2.1 Frakturformen nach Maximalbelastung

Bei der Protokollierung der Frakturformen war überraschend, dass die Femora ohne Prothese in

sehr unterschiedlicher Weise, sowohl Längs- oder Querfrakturen des Schaftes als auch

Schenkelhalsfrakturen brachen. Dagegen zeigten die Femora der Gruppen A und B jeweils eine

charakteristische Frakturform.

Bei allen Femora der Gruppe A kippte die Spiron-Prothese am individuellen

Belastungsmaximum im Schenkelhals distal aus dem Knochenlager. Das Knochengewebe im

Bereich des Femurhales wird dabei nur in geringem Maße zerstört. Die Zweymüller-Prothese

hingegen drang unter Maximalbelastung bei allen untersuchten Femora der Gruppe B in den

Femurschaft ein und bewirkte ein Aufspreizen der Kompakta des Femurschaftes, wodurch eine

massive Zerstörung des Femurschaftes entstand. Dies lässt Rückschlüsse auf die Krafteinleitung

durch die Prothese sowie Kraftspitzen im Knochenlager unter Belastung zu.

So können die unterschiedlichen Frakturformen der Femora ein Resultat der verschiedenen Wege

der Krafteinleitung durch die beiden Prothesen sein. Bei der Spiron-Prothese erfolgt die

Krafteinleitung in das proximale Femur über die Hauptlastrichtung der Schenkelhalsachse

(BIRKENHAUER et al. 2004), während bei der Zweymüller-Prothese die Krafteinleitung in den

Schaft des Femur (ZWEYMÜLLER 1995) einwirkt. In der FEM-Analyse (EBBECKE u.

NACKENHORST 2003) konnten die aufgrund der Krafteinleitung in das Femur bei der

Zweymüller-Prothese auftretenden Kraft- bzw. Belastungsspitzen im Bereich des Femurschaftes

bestätigt werden. Hier kam es bei der Zweymüller-Prothese über die gesamte Länge des

Prothesenschaftes zum sog. "stress-shielding" mit nachfolgender Atrophie der verbliebenen

Kortikalis. Bei der Spiron-Prothese konnte lediglich eine begrenzte Resorption der medialen

Kortikalis im Bereich unter dem Prothesenkragen festgestellt werden, jedoch keine Atrophie des

110 5 DISKUSSION

Knochengewebes um die Prothese. Dies spricht für eine günstigere Krafteinleitung und bessere

Anpassung an die Spannungsverhältisse des coxalen Femurendes.

Außerdem führt die Versorgung mit einer Schaftprothese zu einer mehr oder weniger stark

ausgeprägten Entlastung der proximalen Hälfte des Oberschenkelknochens und damit zu einer

reaktiven Osteopenie. Dieser Knochenabschnitt erweist sich damit im Revisionsfall oft von

minderwertiger Qualität und ist für eine erneute Verankerung nur eingeschränkt nutzbar

(BIRKENHAUER et al. 2004).

5.5 Primärstabilität

Die unmittelbar nach Implantation an der Grenzfläche zwischen Prothese und Knochen

auftretende Relativbewegung in Form von Mikrobewegungen (SCHNEIDER 1995) beschreibt

die Primärstabilität einer Prothese (siehe 2.6). Auch die Parameter zur Beurteilung dieser

Relativbewegungen bzw. der Primärstabilität können variieren. So können die auftretende

Scherspannung (CHEAL et al. 1992), die Rotations- bzw. Torsionsfestigkeit (OTANI et al.

1993), die Dehnungsreduktion (ELLENRIEDER et al. 2003), die Interfacebewegungen (KASSI

et al. 2003) oder der Ausziehwiderstand (JANSON et al. 1993) gemessen werden.

Die Bestimmung der Primärstabilität kann mathematisch unter Verwendung der Finite-Elemente-

Methode (FEM), einem numerischen Modell (BROWN et al. 1988), erfolgen. Weiterhin können

die Relativbewegungen experimentell durch Messungen an entsprechenden Präparaten oder

durch Akutmessung (intraoperativ, Röntgendarstellung) bei Mensch und Tier ermittelt werden.

5.5.1 Einflussgrößen durch die Prothesen Die Primärstabilität ist von mehreren, sich gegenseitig beeinflussenden Größen abhängig:

a) Prothesenlänge bzw. -größe und Schaftform (WALKER et al. 1987, BECHTOLD et al. 1988,

GUSTILO et al. 1989, GEBAUER et al. 1990, CALLAGHAN et al. 1992, BERZINS et al. 1993,

HUA u. WALKER 1994),

b) Materialeigenschaften und Oberflächenbeschaffenheit der Prothese (ROHLMANN et al. 1988,

TOOKE et al. 1988, KAMARIC et al. 1989, CHEAL et al. 1992, ENGH et al. 1992, KEAVENY

1992, DUJOVNE et al. 1993, KONIECZYSKI u. BARTEL 1993, KEAVENY u.

JALOSZYNSKI 1994),

c) proximale oder distale Verankerung der Prothesen (NOBLE et al. 1989, GEBAUER et al.

5 DISKUSSION 111

1990, JATSY et al. 1993, MAHOMED et al. 1993, OHL et al. 1993),

d) Prothesenkragen (WHITESIDE et al. 1989; MARTIN et al. 1990, KEAVENY 1992,

MANDELL et al. 1994),

e) Stabilisierungselemente (NUNN et al. 1989, COOK et al. 1991),

f) Implantationstechnik (SUGIYAMA et al. 1992),

g) Belastung (KONIECZY SKI et al. 1994),

h) Fissuren des Femurs (GEBAUER et al. 1990, OTANI et al. 1993) und

i) Knocheneigenschaften (COOK et al. 1991, KONIECZYSKI et al. 1994, SCHNEIDER 1995).

In der eigenen Vergleichsuntersuchung der beiden Prothesen konnten die Einflußgrössen:

Materialeigenschaften und Oberflächenbeschaffenheit der Prothese (b), Belastung (g),

vorhandene Fissuren des Femurs (h) und Knocheneigenschaften (i) für die Primärstablität

aufgrund der Kenntnis des Materials der Prothesen und der Knochendichtemessung in den

Vorversuchen für beide Prothesentypen etwa gleichgesetzt werden. Unterschiedlich bei den

beiden verwendeten Prothesen waren die Prothesenlänge, -größe und –form (a), proximale

und/oder distale Verankerung (c), Prothesenkragen (d), Stabilisierungselemente (e) sowie

Implantationstechnik (f).

5.5.2 Messung der Primärstabilität Beim Vergleich der Primärstabilität der beiden Prothesensysteme in diesen Untersuchungen ist

jedoch zu beachten, dass nur ein Parameter zur Beurteilung der initialen Stabilität – die

Einsinktiefe – gemessen wurde. In anderen Arbeiten wurden zusätzlich zur Migration auch die

Translation (ELLENRIEDER et al. 2003) und die Rotationsstabillität (OTANI et al. 1993) der

Prothesen ermittelt.

Die ermittelte Einsinktiefe wurde in drei Messparameter untergliedert, um Aussagen über das

Verhalten der Prothesen während und nach der Belastung treffen zu können:

a) die permanente Einsinktiefe nach erfolgter Belastung, d.h. das irreversible Einsinken

(plastische Verformung) der Prothese in den Femurschaft bzw. –hals,

b) die kurzzeitige Einsinktiefe unter Belastung, d.h. die elastische Rückschwingamplitude

(elastische Verformung) der Prothesen,

c) die Gesamteinsinktiefe unter Belastung; sie setzt sich aus a) permanenter Einsinktiefe und b)

Rückschwingamplitude zusammen.

112 5 DISKUSSION

Diese Unterscheidung erlaubt eine genauere Beurteilung der elastischen Eigenschaften des

Prothese-Knochengefüges und der Primärstabilität der Prothesen.

a) Permanente Einsinktiefe nach erfolgter Belastung

Bezüglich der permanenten Einsinktiefe zeigte das System mit proximaler bzw. metaphysärer

Verankerung, Spiron-Prothese, 1,27 mm (± 0,65 mm), signifikant geringere Werte und

demzufolge eine signifikant höhere Primärstabilität als die auch distal bzw. diaphysär verankerte

Zweymüller-Prothese, 3,29 mm (± 0,65 mm). Dies deuten auch Untersuchungen von GEBAUER

et al. (1990) an, in denen die distale Verankerung ebenso zu größeren Bewegungsausschlägen

führte. Dagegen konnten OHL et al. (1993) zeigen, dass unter Rotationsbelastung die geringsten

Mikrobewegungen bei gleichzeitig proximaler und distaler Fixation auftraten. Diese

Prothesenbelastung konnte in den eigenen Untersuchungen allerdings nicht überprüft werden.

b) kurzzeitige Einsinktiefe = Rückschwingamplitude der Prothesen unter Belastung

Die Messung der Rückschwingamplitude ergab für die Zweymüller-Prothese einen mittleren

Wert von 1,13 mm (± 0,76 mm) und für die Spiron-Prothese einen Mittelwert von 1,47 mm (±

0,73 mm). Somit zeigte die Spiron-Prothese im Mittel geringfügig (nicht signifikant, p=0,19)

höhere Rückschwingamplituden als die Zweymüller-Prothese.

Ein Grund für das stärkere Mitschwingen der Spiron-Prothese unter steigender Last könnte die

größere Elastizität des Spiron-Prothese-Knochengefüges sowie die bessere Integration der

Spiron-Prothese in die Biomechanik und Anpassung an die Spannungsverhältnisse des Femur

sein. Dies ist der Spiron-Prothese aufgrund ihres Verankerungskonzepts (konische Verklemmung

und metaphysäre Verankerung), ihrer Formgebung sowie der geringen Größe möglich

(BIRKENHAUER et al. 2004). Aus der Fähigkeit unter Belastung elastisch mit dem Femur

mitzuschwingen, erklärt sich auch die geringere permanente Einsinktiefe der Spiron-Prothese im

Vergleich zur Zweymüller-Prothese.

Ein Grund für die vergleichsweise niedrigere Rückschwingamplitude der "Zweymüller"-Gruppe

könnte die Steifigkeit, die Prothesengröße und die vorgegebene Winkelung der Zweymüller-

Prothese sein. Die Folgen sind eine erhebliche Keilwirkung des Zweymüller-Prothesenschaftes

auf den proximalen Bereich des Femurschaftes. Aufgrund dessen kommt es zu der, im Versuch

beobachteten, typischen Rissbildung im Femurschaft ausgehend von der Resektionskante: Die

5 DISKUSSION 113

Kompakta des Femurschaftes wird auseinandergetrieben und schließlich werden Keile des

Femurschaftes herausgesprengt.

c) Gesamteinsinktiefe unter Belastung

Da sich die Gesamteinsinktiefe aus der elastischen Rückschwingamplitude und der permanenten

Einsinktiefe der Prothese zusammensetzt, wurden auch hier für die Gruppe der Spiron-Prothese

(2,74 mm ± 1,09 mm) signifikant niedrigere Werte ermittelt als für die Gruppe der Zweymüller-

Prothese (4,42 mm ± 1,14 mm). Dies bestätigt wiederum die oben genannte höhere

Primärstabilität der Spiron-Prothese. Aufgrund der niedrigen Einsinktiefe und der hohen

Elastizität des Spiron-Prothese-Knochengefüges ist der Spiron-Prothese eine bessere Anpassung

an die Spannungsverhältnisse im proximalen Femurende unter Belastung möglich.

5.6 Schlussfolgerung und Ausblick

Die eigenen Untersuchungen zur Primärstabilität der Spiron-Prothese und der Zweymüller-

Prothese wurden unter Laborbedingungen an Hundefemora durchgeführt. Dabei hat sich gezeigt,

dass die Spiron-Prothese in diesem einen Parameter (Einsinktiefe) der in der Humanorthopädie

sehr bewährten Zweymüller-Prothese überlegen ist. Es liegen bisher nur wenige Untersuchungen

zur Verwendung der Spiron-Prothese beim Menschen (BIRKENHAUER et al. 2004, WINKLER

2004) vor, wobei die Spiron-Prothese gute klinische Ergebnisse lieferte. So steigerte sich bei

Patienten mit implantierter Spiron-Prothese der Harris-Hip-Score, eine in der Humanorthopädie

durchgeführte Standardbewertung der postoperativen Beweglichkeit, innerhalb eines Jahres von

51 auf 98. Die Rehabilitationsphase wurde schneller absolviert als von Patienten mit

schaftprothetischer Versorgung. Radiologisch konnte drei Monate postoperativ eine zunehmende

trabekuläre Verdichtung der Schenkelhals- und Pertrochantärregion beobachtet werden; es ergab

sich kein Hinweis auf eine Varisierungstendenz der Prothese (BIRKENHAUER et al. 2004).

Zukünftig sollen klinische Untersuchungen am Hund durchgeführt werden, um den möglichen

Einsatz einer adaptierten Spiron-Prothese in der Kleintiermedizin zu überprüfen. Gründe hierfür

sind u.a. die gute Primärstabilität dieser Prothese, insbesondere bei der sofortigen postoperativen

Belastung des Bewegungsapparates beim Tier sowie die geringe operative Traumatisierung des

coxalen Femurendes.

114 6 ZUSAMMENFASSUNG

Franziska Hühn Vergleich der Primärstabilität einer Schenkelhalsendoprothese Typ Spiron (Fa. ARGE-

Medizintechnik) mit der einer konventionellen Geradschaftprothese Typ Zweymüller

(Alloclassic ™ SL) am Hundefemur - Eine biomechanische Studie.

Zusammenfassung In der vorliegenden Arbeit sollte geklärt werden, wie groß die Primärstabilität der

Schenkelhalsprothese Typ Spiron (Fa. ARGE-Medizintechnik) im Vergleich zur konventionellen

Geradschaftprothese Typ Zweymüller (Alloclassic™ SL) ist und ob sich eventuelle Unterschiede

auf das Prothesendesign zurückführen lassen.

An 48 Hundefemora wurde zuerst die Gesamtknochendichte, die trabekuläre sowie die kortikale

mit der subkortikalen Knochendichte mittels peripherer quantitativer Computertomographie

bestimmt. Beim Vergleich der drei Gruppen (Gruppe mit Spiron-Prothese, Gruppe mit

Zweymüller-Prothese sowie Gruppe ohne Prothese) ergaben sich, wie auch beim

geschlechtsspezifischen Vergleich, keine signifikanten Unterschiede.

In die Femora der Gruppe A wurde ein maßstabsgetreuer Nachbau, der in der Humanorthopädie

erst seit 2003 verwendeten Spiron-Prothese, implantiert. Bei der Gruppe B wurde ein, an das

Hundefemur adaptierter Nachbau der Zweymüller-Prothese, dem Standardmodell in der

Humanendoprothetik, eingesetzt. Die Gruppe C blieb ohne Prothese und diente als

Bezugsgruppe.

Bei allen drei Gruppen erfolgte die Messung der maximalen Belastungskraft mit einer

Materialprüfmaschine. Die Lasten wurden in 15 axialen Belastungsstufen mit je 200 N,

beginnend bei 200 N schrittweise bis 3000 N, auf den Prothesen- bzw. Femurkopf aufgebracht.

Pro Belastungsstufe wurden jeweils 10 Zyklen gefahren. Die Femora ohne Prothese (Gruppe C)

zeigten mit durchschnittlich 3935 N den signifikant höchsten Mittelwert der maximalen Prüflast.

Der Vergleich der beiden Prothesensysteme (Gruppe A und B) ergab für die Femora mit

implantierter Spiron-Prothese (Gruppe A) mit 1306 N einen signifikant höheren Mittelwert der

Belastungsmaxima als für die Gruppe der Femora mit Zweymüller-Prothese (Gruppe B), die mit

854 N den geringsten Mittelwert der maximalen Prüflast erzielten.

6 ZUSAMMENFASSUNG 115

Die Relativbewegungen und somit die Einsinktiefe der Prothesen in den Femurhals (Spiron-

Prothese) bzw. -schaft (Zweymüller-Prothese) wurden mit dem CMS 30P-Messsystem zur

dreidimensionalen Bewegungsanalyse ermittelt. Dabei wurde sowohl die permanente,

(irreversible), die kurzzeitige (elastische Rückschwingamplitude) als auch die Gesamteinsinktiefe

ermittelt. Bei der permanenten Einsinktiefe zeigte das System mit proximaler bzw. metaphysärer

Verankerung (Spiron-Prothese: 1,27 ± 0,65 mm) signifikant geringere Werte als die auch distal

bzw. diaphysär verankerte Zweymüller-Prothese (3,29 ± 0,65 mm). Die Messung der

kurzzeitigen Einsinktiefe (elastische Rückschwingamplitude) ergab für die Spiron-Prothese mit

einem Mittelwert von 1,47 mm (± 0,73 mm) eine nur geringfügig höhere Rückschwingamplitude

(nicht signifikant, p=0,19) als für die Zweymüller-Prothese (mittlerer Wert von 1,13 ± 0,76 mm).

Für die Gesamteinsinktiefe, die sich aus der elastischen Rückschwingamplitude und der

permanenten Einsinktiefe der Prothese zusammensetzt, wurden für die Gruppe der Spiron-

Prothese (2,74 ± 1,09 mm) signifikant niedrigere Werte als für die Gruppe der Zweymüller-

Prothese (4,42 ± 1,14 mm) ermittelt.

Bei den individuellen Belastungsmaxima zeigten die Femora der Gruppe A (Spiron) ein distales

Abkippen der Prothese, während bei der Gruppe B (Zweymüller) durch die Keilwirkung der

Prothese der Femurschaft gesprengt wird.

Hieraus lässt sich eine unter Laborbedingungen höhere Primärstabilität der Spiron-Prothese

gegenüber der Zweymüller-Prothese ableiten, die auf das metaphysäre Verankerungskonzept und

die Gewindeschraubenform der Prothese zurückzuführen ist.

Um die unter Laborbedingungen erzielten Ergebnisse zur zementfreien Spiron-Prothese im

klinischen Einsatz bewerten zu können, muss deren Eignung durch weitere Untersuchungen

begründet werden.

116 7 SUMMARY

Franziska Hühn Comparison of the primary stability of a femoral-neck endoprosthesis of the type Spiron

with that of a conventional straight-shaft prosthesis of the type Zweymüller (Alloclassic ™

SL) on a dog's femur - a biomechanical study

Summary The present study aimed at clarifying the degree of primary stability of the femoral-neck

endoprosthesis of the type Spiron (firm ARGE-Medizintechnik) compared with a conventional

straight-shaft prosthesis of the type Zweymüller (Alloclassic™ SL) and whether possible

differences can be attributed to the different designs of the prostheses.

On 48 femora of dogs, there was first determined the total bone density, the trabecular as well as

the cortical with the subcortical bone density by means of peripheral quantitative computer

tomography. The comparison of the three groups (group with Spiron prosthesis, group with

Zweymüller prosthesis as well as group without prosthesis) showed - just like the sex-specific

comparison - no significant differences.

In the femora of Group A, there was implanted a true-to-scale copy of the Spiron prosthesis that

has been used in human orthopaedics only since 2003. In Group B, there was implanted a copy of

the Zweymüller prosthesis, the standard model used in human endoprosthetics, adapted to a dog's

femur. Group C remained without prosthesis and served as a reference group.

In all three groups, the maximum load was measured with the help of a materials testing machine.

The loads were gradually applied to the head of the prosthesis or femur, respectively, in 15 axial

load steps of 200 N each, starting with 200 N up to 3000 N. There were performed 10 cycles per

load step. The femora without prosthesis (Group C) showed the significantly highest mean value

of maximum test load with an average of 3935 N. The comparison of the two prosthesis systems

(Groups A and B) showed, with 1306 N, a significantly higher mean value of maximum load for

the femora with an implanted Spiron prosthesis (Group A) than for the group with a Zweymüller

prosthesis (Group B) that, with 854 N, reached the lowest mean value of maximum test load.

The relative movements and thus the sink-in depth of the prostheses into the femoral neck

(Spiron prosthesis) or shaft (Zweymüller prosthesis) were determined with the help of the CMS

30P measuring system for three-dimensional movement analysis. There were determined the

permanent (irreversible), the short-term (elastic swing-back amplitude) as well as the total sink-in

depth. With regard to the permanent sink-in depth, the system with a proximal and metaphyseal

7 SUMMARY 117

anchoring (Spiron prosthesis, 1.27 ± 0.65 mm) showed significantly lower values than the

Zweymüller prosthesis that is also distally and diaphyseally anchored (3.29 mm ± 0.65 mm). The

measurement of the short-term sink-in depth (elastic swing-back amplitude) showed, for the

Spiron prosthesis with a mean value of 1.47 mm (± 0.73 mm), an only slightly higher swing-

back amplitude (non-significant, = 0.19) than for the Zweymüller prosthesis (mean value of 1.13

± 0.76 mm). With regard to the total sink-in depth composed of elastic swing-back amplitude and

permanent sink-in depth of the prosthesis, there were determined significantly lower values for

the group of Spiron prostheses (2.74 mm ± 1.09 mm) than for the group of Zweymüller

prostheses (4.42 ± 1.14 mm).

Reaching their individual maximum test load the prosthesis of group A (Spiron) tilted, whil the

prosthesis of group B (Zweymüller) splitted the femoral shaft. From the above, there can be

derived a higher primary stability under laboratory conditions of the Spiron prosthesis compared

with the Zweymüller prosthesis that can be attributed to the metaphyseal anchoring concept and

the screw-shaped design of the prosthesis.

For assessing the results for the cement-free Spiron prosthesis obtained under laboratory

conditions in the clinical practice, its suitability must be substantiated by further examination.

118 8 ANHANG

Anhang

Femur männlich

BMD in mg/ccm +/-(5,0)

Femur weiblich BMD in mg/ccm +/-(5,0)

hf1-lz 318,4 hf2-ls 471,7 hf1-rs 314,5 hf2-rz 389,5 hf5-lz 352,2 hf3-lz 436,8 hf5-rs 380,6 hf3-rs 437,8 hf7-lz 403,8 hf4-ls 324,5 hf7-rs 396,9 hf4-rz 355,8 hf8-ls 551,9 hf6-ls 366,8 hf8-rz 550,3 hf6-rz 385,4 hf9-lz 413,3 hf10-ls 436,2 hf9-rs 397,8 hf10-rz 452,6 hf12-ls 477,8 hf11-ls 481,5 hf12-rz 451,3 hf11-rz 489,5 hf13-lz 459,5 hf14-ls 436,2 hf13-rs 450,3 hf14-rz 481,6 hf15-lz 423,8 hf17-l 343,2 hf15-rs 429,3 hf17-r 381,3 hf16-ls 352,6 hf18-l 437,3 hf16-rz 296,9 hf18-r 406,1 hf21-l 442,1 hf19-l 440,9 hf21-r 429,6 hf19-r 412 hf22-l 332,6 hf20-l 382,1 hf22-r 366,5 hf20-r 385,4 hf24-l 554,5 hf23-l 484,6 hf24-r 539,1 hf23-r 469,2

Mittelwert 420,23 420,33

Tab. 7: Gesamtknochendichte (BMD, bone mineral density): Vergleich von Femora

männlicher Tiere mit Femora weiblicher Tiere

(hf = Hundefemur, l = links, r = rechts, z = Zweymüller-Prothese, s = Spiron-Prothese)

119 8 ANHANG

Hunde-femur

Geschlecht Seite/ Prothese

BMD in mg/ccm +/-

(5,0)

Seite/ Prothese

BMD in mg/ccm +/-

(5,0)

Differenz zw.

links/rechts 1 m links/Zw 318,4 rechts/Sp 314,5 3,9 2 w links/Sp 471,7 rechts/Zw 389,5 82,2 3 w links/Zw 436,8 rechts/Sp 437,8 1 4 w links/Sp 324,5 rechts/Zw 355,8 31,3 5 m links/Zw 380,6 rechts/Sp 403,8 23,2 6 w links/Sp 366,8 rechts/Zw 385,4 18,6 7 m links/Zw 403,8 rechts/Sp 396,9 6,9 8 m links/Sp 551,9 rechts/Zw 550,3 1,6 9 m links/Zw 413,3 rechts/Sp 397,8 15,5 10 w links/Sp 436,2 rechts/Zw 452,6 16,4 11 w links/Sp 481,5 rechts/Zw 489,5 8 12 m links/Sp 477,8 rechts/Zw 451,3 26,5 13 m links/Zw 459,5 rechts/Sp 450,3 9,2 14 w links/Sp 436,2 rechts/Zw 481,6 45,4 15 m links/Zw 423,8 rechts/Sp 429,3 5,5 16 m links/Sp 352,6 rechts/Zw 296,9 55,7 17 w links/oP 343,2 rechts/oP 381,3 38,1 18 w links/oP 437,3 rechts/oP 406,1 31,2 19 w links/oP 440,9 rechts/oP 412 28,9 20 w links/oP 382,1 rechts/oP 385,4 3,3 21 m links/oP 442,1 rechts/oP 429,6 12,5 22 m links/oP 332,6 rechts/oP 366,5 33,9 23 w links/oP 484,6 rechts/oP 469,2 15,4 24 m links/oP 554,5 rechts/oP 539,1 15,4

Tab. 8: Gesamtknochendichte (BMD, bone mineral density): Vergleich linke mit rechten

Femora von männlichen und weiblichen Tieren (Sp: Spiron, Zw: Zweymüller, oP: ohne

Prothese)

120 8 ANHANG

Hunde- femur


BMD in mg/ccm +/-

(5,0)

Seite/ Prothese

BMD in mg/ccm +/-

(5,0)

Differenz zw. links/rechts

1 m links/Zw 318,4 rechts/Sp 314,5 3,9 5 m links/Zw 380,6 rechts/Sp 403,8 23,2 7 m links/Zw 403,8 rechts/Sp 396,9 6,9 8 m links/Sp 551,9 rechts/Zw 550,3 1,6 9 m links/Zw 413,3 rechts/Sp 397,8 15,5 12 m links/Sp 477,8 rechts/Zw 451,3 26,5 13 m links/Zw 459,5 rechts/Sp 450,3 9,2 15 m links/Zw 423,8 rechts/Sp 429,3 5,5 16 m links/Sp 352,6 rechts/Zw 296,9 55,7 21 m links/oP 442,1 rechts/oP 429,6 12,5 22 m links/oP 332,6 rechts/oP 366,5 33,9 24 m links/oP 554,5 rechts/oP 539,1 15,4


Femora von männlichen Tieren (Sp: Spiron, Zw: Zweymüller, oP: ohne Prothese)

Hunde-femur


BMD in mg/ccm +/-

(5,0)

Seite/ Prothese

BMD in mg/ccm +/-

(5,0)

Differenz zw. links/rechts

2 w links/Sp 471,7 rechts/Zw 389,5 82,2 3 w links/Zw 436,8 rechts/Sp 437,8 1 4 w links/Sp 324,5 rechts/Zw 355,8 31,3 6 w links/Sp 366,8 rechts/Zw 385,4 18,6 10 w links/Sp 436,2 rechts/Zw 452,6 16,4 11 w links/Sp 481,5 rechts/Zw 489,5 8 14 w links/Sp 436,2 rechts/Zw 481,6 45,4 17 w links/oP 343,2 rechts/oP 381,3 38,1 18 w links/oP 437,3 rechts/oP 406,1 31,2 19 w links/oP 440,9 rechts/oP 412 28,9 20 w links/oP 382,1 rechts/oP 385,4 3,3 23 w links/oP 484,6 rechts/oP 469,2 15,4


Femora von weiblichen Tieren (Sp: Spiron, Zw: Zweymüller, oP: ohne Prothese)

121 8 ANHANG

Femur Geschlecht Prothese Max. Prüflast in N

hf1s-re m Spiron 1080 hf2s-li w Spiron 1000 hf3s-re w Spiron 999 hf4s-li w Spiron 1200 hf5s-re m Spiron 1380 hf6s-li w Spiron 1399 hf7s-re m Spiron 1000 hf8s-li m Spiron 1400 hf9s-re m Spiron 1598 hf10s-li w Spiron 792 hf11s-li w Spiron 1217 hf12s-li m Spiron 2200 hf13s-re m Spiron 1826 hf14s-li w Spiron 999 hf15s-re m Spiron 2000 hf16s-li m Spiron 799

Tab. 11: Maximale Prüflasten der Gruppe A (Femora mit Spiron-Prothese), (Abkürzungen

siehe Tab. 7)

Femur Geschlecht Prothese Max. Prüflast in N

hf1z-li m Zweymüller 782 hf2z-re w Zweymüller 523 hf3z-li w Zweymüller 688 hf4z-re w Zweymüller 599 hf5z-li m Zweymüller 1180 hf6z-re w Zweymüller 599 hf7z-li m Zweymüller 751 hf8z-re m Zweymüller 596 hf9z-li m Zweymüller 1398

hf10z-re w Zweymüller 1198 hf11z-re w Zweymüller 1142 hf12z-re m Zweymüller 399 hf13z-li m Zweymüller 998 hf14z-re w Zweymüller 796 hf15z-li m Zweymüller 1317 hf16z-re m Zweymüller 687

Tab 12: Maximale Prüflasten der Gruppe B (Femora mit Zweymüller-Prothese),

(Abkürzungen siehe Tab. 7)

122 8 ANHANG

Femur Geschlecht Prothese Max. Prüflast

in N hf17li w ohne 4702 hf18li w ohne 4532 hf19li w ohne 2614 hf20li w ohne 2823 hf21li m ohne 4187 hf22li m ohne 5000 hf23li w ohne 2597 hf24li m ohne 5000 hf17re w ohne 5000 hf18re w ohne 4864 hf19re w ohne 1796 hf20re w ohne 2588 hf21re m ohne 5000 hf22re m ohne 2800 hf23re w ohne 4616 hf24re m ohne 4841

Tab. 13: Maximale Prüflasten der Gruppe C (Femora ohne Prothese) (Abkürzungen siehe

Tab. 7)

123 8 ANHANG

Tabellen zur statistischen Auswertung der Ergebnisse

PROTHESE Gesamtknochendichte

in mm/ccm SPIRON Mittelwert 419,15 Standardabweichung 62,84 Minimum 314,50 Maximum 551,90 Spannweite 237,40 ZWEYMÜLLER Mittelwert 416,29 Standardabweichung 66,29 Minimum 296,90 Maximum 550,30 Spannweite 253,40 OHNE PROTHESE Mittelwert 425,41 Standardabweichung 63,51 Minimum 332,60 Maximum 554,50 Spannweite 221,90

Tab. 14: Deskriptive Statistik für den Parameter Gesamtknochendichte für alle drei Gruppen

Mehrfachvergleiche

Abhängige Variable: BMD in mg/ccm +/-(5,0)

Bonferroni

2,856 22,7088 1,000 -53,616 59,328

-6,256 22,7088 1,000 -62,728 50,216

-2,856 22,7088 1,000 -59,328 53,616

-9,112 22,7088 1,000 -65,584 47,359

6,256 22,7088 1,000 -50,216 62,728

9,112 22,7088 1,000 -47,359 65,584

(J) prothesezweymüller

ohne

spiron

ohne

spiron

zweymüller

(I) prothesespiron

zweymüller

ohne

MittlereDifferenz (I-J)

Standardfehler Signifikanz Untergrenze Obergrenze

95%-Konfidenzintervall

Tab. 15: Mehrfachvergleiche der drei Gruppen nach Bonferroni. Abhängige Varriable: Gesamtknochendichte

124 8 ANHANG

Ränge

16 21,81 349,00

16 11,19 179,00

32

prothesespiron

zweymüller

Gesamt

max. Prüflast in NN Mittlerer Rang Rangsumme

Statistik für Test b

43,000

179,000

-3,204

,001

,001a

Mann-Whitney-U

Wilcoxon-W

Z

AsymptotischeSignifikanz (2-seitig)

Exakte Signifikanz[2*(1-seitig Sig.)]

max.Prüflast in N

Nicht für Bindungen korrigiert.a.

Gruppenvariable: protheseb.

Tab. 16: Nichtparametrischer Test: Mann-Whitney-Test für den Vergleich Spiron-/Zweymüller-Prothese


3,000

139,000

-4,716

,000

,000a

Mann-Whitney-U

Wilcoxon-W

Z



max.Prüflast in N



Tab. 17: Nichtparametrischer Test: Mann-Whitney-Test für den Vergleich Spiron-Prothese/ohne Prothese

Ränge

16 8,69 139,00

16 24,31 389,00

32

prothesespiron

ohne

Gesamt

max. Prüflast in N N Mittlerer Rang Rangsumme

125 8 ANHANG

Ränge

16 8,50 136,00

16 24,50 392,00

32

prothesezweymüller

ohne

Gesamt

max. Prüflast in NN Mittlerer Rang Rangsumme


,000

136,000

-4,829

,000

,000a

Mann-Whitney-U

Wilcoxon-W

Z



max.Prüflast in N



Tab. 18: Nichtparametrischer Test: Mann-Whitney-Test für den Vergleich Zweymüller-Prothese/ohne Prothese

Literaturverzeichnis

ADRIAN, M.J., W.E. ROY u. P.V. KARPOVICH (1966):

Normal gait of the dog: An electrogoniometric study.

Am. J. Vet. Res. 27, 90-95

ALLEN, K., C.E. DECAMP, T.D. BRADEN u. M. BAHNS (1994):

Kinematic gait analysis of the trott in healthy mixed breed dogs.

Vet. Comp. Orthop. Traumatol. 7, 148-153

ANDERSON, G., P.E. GREIS, A.H. KLEIN u. H.E. RUBASH (1992):

Alternative methods of acetabular fixation in a canine total hip replacement model.

Trans. Orthop. Res. Soc. 17, 318

ARCHIBALD, J., u. J.H. BALLANTYNE (1953):

A practical prosthesis fort he canine and feline femoral head.

North. Amer. Vet. 34, 496-501

ARNOCZKY, S.P., u. P.A. TORZILLI (1981):

Biomechanical analysis of forces acting about the canine hip.

Am. J. Vet. Res. 42, Nr. 9, 1581-1585

127 9 LITERATURVERZEICHNIS

BÄCKER, N. (2003):

Einfluss einer oralen L-Argininhydrochlorid-Supplementation auf den Knochenstoffwechsel

gesunder postmenopausaler Frauen.

Bonn, Univ., Landwirtschaftl. Fak., Diss.

BADE, H., Y. GÜNES u. J. KOEBKE (1999):

Untersuchungen zur Primärstabilität von Dentalimplantaten.

Z. Zahnärztl. Implantol. 15, 1-7

BADOUX, D..M., u. P. HOOGEVEEN (1976):

Some notes on the biomechanics of the normal and dysplastic canine acetabulum.

In: Proc. Kon. Ned. Wet. C79, 97-111

BARDET, J.F. u. E. LETOURNEL (1995):

Prothèse totale de la hanche chez le chien.

Prat. Mèd. Anim. Comp. 30, 555-569

BARDET, J.F., R.L. RUDY u. R.B. HOHN (1983):

Measurement of the femoral torsion in dogs using a bipolar method.

Vet. Surg. 12, Nr. 1, 1-6

BECHTHOLD, J.E., P.T. BIANCO, R.F. KYLE u. R.B. GUSTILO (1988):

Experimental evaluation of strain and stability for short stem and long curved stem

uncemented femoral prostheses in torsion and stance loading.


BECHTHOLD, J.E., P.T. BIANCO, R.B. GUSTILO u. R.F. KYLE (1989):

Rotational stability of uncemented femoral prostheses – the role of stem curvature and length.


BEHRENS, B.-A., I. NOLTE, A. BOUGUECHA, M. KAMMLER, U. HALBRITTER, S.

BESDO u. A. MEYER-LINDENBERG (2005):

Messung der elastischen Eigenschaften der Spongiosa im Femurkopf des Hundes.

Berl. Münch. Tierärztl. Wschr. 118, Nr. 3/4, 160-163

BENITEZ, C.L, D.L. SCHNEIDER, C.-E. BARRETT u. D.J. SARTORIS (2000):

Hand ultrasound for osteoporosis screening in postmenopausal women.

Osteoporos. Int. 11, 203-210

BERGMANN, G., J. SIRAKY u. A. ROHLMANN (1984): A comparison of hip joint forces in sheep, dog and man. J. Biomech. 17, Nr. 12, 907-921.

BERGMANN, G., F. GRAICHEN u. A. RÖHLMANN (1993):

Hip joint loading during walking and running, measured in two patients.

J. Biomech. 26, Nr. 8, 969-990

BERZINS, A., D.R. SUMNER, T.P. ANDRIACCHI u. J.O. GALANTE (1993):

Stem curvature and load angle influence the initial relative bone implant motion of cementless

femoral stems.

J. Orthop. Res. 11, 758-769


BIANCO, P.T., J.E. BECHTHOLD, R.F. KYLE, u. R.B. GUSTILO (1989):

Synthetic composite femurs for use in evaluation of torsional stability of cementless femoral

stems.

AMD 98, 297-300

BIRKENHAUER, B, H. KISTMACHER u. J. RIES (2001):

Operationsanleitung. Spiron-Prothese.

Fa. ARGE Medizintechnik GmbH & Co. KG, Hannover, www. ARGE-Med. de, S. 10

BIRKENHAUER, B., H. KISTMACHER u. J. RIES (2004):

Zementfreie Schenkelhalsschraubenprothese Typ Spiron - Konzeption und erste klinische

Ergebnisse.

Orthopäde. 33, 1259-1266

BIRNBAUM, K., R. SINDELAR, J. R. GÄRTNER u. D.C. WIRTZ (2001):

Material properties of trabecular bone structures.

Surg. Radiol. Anat. 23, Nr. 6, 399-407

BLACK, J. (1984):

Tissue properties: relationship of in vitro studies to in vivo behaviour.

In: G.W. HASTINGS u. P. DUCHEYNE (Hrsg.): Natural and living biomaterials.

CRC Press, Boca Raton, 5-26

BOLOTIN, H.H., u. H. SIEVÄNEN (2001):

Inaccuracies inherent in dual-energy X-ray absorptiometry in vivo bone mineral density can

seriously mislead diagnostic/prognostic interpretations of patient-specific bone fragility.

J. Bone Miner. Res. 16, 799-805

BRASS, W. (1993):

Hüftgelenkdysplasie und Ellenbogenerkrankung im Visier der Fédération Cynologique

Internationale.

Kleintierpraxis. 38, 194

BRINKER, W.O., D.L. PIERMATTEI u. G.L. FLO (1993):

Orthopädie und Frakturbehandlung beim Kleintier.

Verlag Schattauer, Stuttgart

BROWN, R.E. (1953):

The experimental use of stainless steel femoral head prostheses in normal dogs and cats.

North. Amer. Vet., 34, 423-428

BROWN, T.D., D.R. PEDERSEN, E.L. RADIN u. R.M. ROSE (1988):

Global mechanical consequences of reduced cement bone coupling rigidity in proximal femoral

arthroplasty: a three-dimensional finite element analysis.

J. Biomech. 21, 115-129

BRUNNBERG, L. (1998):

Lahmheitsdiagnostik beim Hund.

Verlag Boehringer, Ingelheim


BRUNNBERG, L., I. ALLGOEWER u. M.-B. PERSLOW (1998):

Ein Hüftgelenksersatz-System (Mini TEP) für Hunde kleinwüchsiger Rassen. Erste klinische

Ergebnisse.

Kleintierpraxis. 43, 655-664

BUDRAS, K.-D., u. W. FRICKE (1983):

Atlas der Anatomie des Hundes. Kompendium für Tierärzte und Studierende.

Schlütersche Verlagsanstalt, Hannover, S. 30-34

BUDRAS, K.-D., W. FRICKE u. R. RICHTER (2000):

Atlas der Anatomie des Hundes: Lehrbuch für Tierärzte und Studierende. 6. Aufl.

Schlütersche Verlagsanstalt, Hannover, S. 76-86

BUDSBERG, S.C., M.C. VERSTRAETE u. R.W. SOUTAS-LITTLE (1987):

Force plate analysis of the walking gait in healthy dogs.

Am. J. Vet. Res. 48, Nr. 6, 915-918

BURKE, D.W., C.R. BRAGDON, D.O. O’CONNOR, M. JASTY u. W.H. HARRIS (1991):

Dynamic measurement of interface mechanics in vivo and the effect of micromotion on bone

ingrowth into a porous surface device under controlled loads in vivo.


BURKE, D.W., C.R. BRAGDON u. J.D. LOWENSTEIN (1993):

Mechanical aspects of the bone-porous surface interface under known amounts of implant

motion: an in vivo canine study.


BURNS, J., S. M. FOX u. J. BURT (1987):

Diagnostic radiology: The only definitive determination of CHD.

Vet. Med. 82, 694-700

CALLAGHAN, J.J., C.S. FULGHUM, R.R. GLISSON u. S.K. STRANNE (1992):

The effect of femoral stem geometry on interface motion in uncemented porous-coated total hip

prostheses. Comparison of straight-stem and curved-stem designs.

J. Bone Joint Surg. Am. 74, Nr. 6, 839-848

CHEAL, E.J., M. SPECTOR u. W.C. HAYES (1992):

Role of loads and prosthesis material properties on the mechanics of the proximal femur after

total hip arthroplasty.

J. Orthop. Res. 10, 405-422

CONSENSUS DEVELOPMENT CONFERENCE (1993):

Consensus development conference: diagnosis, prophylaxis, and treatment of osteoporosis.

Am. J. Med. 94, 646-650

COOK, S.D., R.G. AVERILL, M.T. MANLEY u. R.C. COHEN (1991):

Effect of stem fit, shape, bone quality, and proximal modularity on the torsional stability of

pressfit hip stems.


CORLEY, E.A. (1992):

Role of the Orthopedic Foundation for Animals in the control of canine hip dysplasia.

Vet. Clin. North. Am. Small Anim. Pract. 22, Nr. 3, 579-593


CROWE, J.F., V. J. MANI u. C.S. RANAWAT (1979):

Total hip replacement in congenital dislocation and dysplasia of the hip.

J. Bone Joint. 61, Nr. 1, 15-23

DÄMMRICH, K. (1979):

Wachstumsstörungen des Skeletts bei großwüchsigen Hunderassen.

Effem-Report. Nr. 9, 1-7

DÄMMRICH, K. (1980):

Skeletterkrankungen bei Hauskatzen.

Effem-Report. Nr. 10, 11-20

DÁVID, T., u. M. KASPER (1991):

Dreifache Beckenosteotomie (DBO) mit axialer Pfannendachschwenkung beim Hund mit

Hüftdysplasie.

Wien. Tierärztl. Mschr. 78, 49-63

DAVY, D.T., G.M. KOTZAR, R.H. BROWN, K.G. HEIPLE, V.M. GOLDBERG, K.G. HEIPLE

Jr., J. BERILLA u. A.H. BURSTEIN (1988):

Telemetric force measurements across the hip after total arthroplasty.

J. Bone Joint Surg. 70, Nr. 1, 45-50

DECAMP, C.E., R.W. SOUTAS-LITTLE, J. HAUPTMANN, B. OLIVER, T. BARDEN u. A.

WALTON (1993):

Kinematic gait analysis of the trot in healthy Greyhounds.

Am. J. Vet. Res. 54, 627-634

DE HAAN, J.J., B.S. BEALE u. R.B. PARKER (1993):

Diagnosis and treatment of canine hip dysplasia. Part. 1.

Canine. Pract. 18, 24-28

DE YOUNG, D.J., B.A. DE YOUNG, H. A. ABERMAN, R.V. KENNA u. D.S.

HUNGERFORD (1992):

Implantation of an uncemented total hip prosthesis: technique and initial results of 100

arthroplasties.

Vet. Surg. 21, 168-177

DE YOUNG, D.J., R.A. SCHILLER u. B.A. DE YOUNG (1993):

Radiographic assessment of a canine uncemented porous-coated anatomic total hip prosthesis.

Vet. Surg. 22, 473-481

DIETZ, O. (1982):

Lahmheitsdiagnostik beim Hund.

Mh. Vet.-Med. 37, 490-496

DOT (2000):

Bonit® - Die 2. Generation bioaktiver Calcium-Phosphat-Beschichtungen auf Implantaten – Eine

zusammenfassende Charakterisierung.

DOT Dünnschicht und Oberflächentechnologie GmbH Rostock, 1-16

DRAENERT, K., F. LINTNER u. M. SEMLITSCH (1993):

Gesetzmäßigkeit in der Reaktion des Knochens auf verschiedene Implantate.

Akt. Schwerpunkte Orthopädie 4, 91-98


DUELAND, R. (1980):

Femoral torsion and its possible relationship to canine hip dysplasia.

Vet. J. Surg. 9, 48

DUELAND, R., D.L. BARTEL u. E. ANTONSON (1977):

Force plate technique for canine gait analysis: preliminary report on total hip and excision

arthroplasty.

Bull. Hosp. Jont Dis. 38, Nr. 1, 35-36

DUJOVNE, A.R., J.D. BOBYN, J.J. KRYGIER, J.E. MILLER u. C.E. BROOKS (1993):

Mechanical compatibility of noncemented hip prostheses with the human femur.

J. Arthroplasty. 8, 7-22

DYCE, K.M., W.O. SACK u. C.J.G. WENSING (1991):

Anatomie der Haustiere.

Verlag Enke, Stuttgart, S. 499-509

EBBECKE, B., u. U. NACKENHORST (2003):

Numerical studies on the biocompatibility of innovative hip-joint-prosthesis.

Conference Paper 10, Ulm

EBRAMZADEH, E., H. McKELLOP, M. WILSON u. A. SAMIENTO (1988):

Design factors affecting micromotion of porous-coated and low modulus total hip prostheses.


ELLENRIEDER, M., E. STEINHAUSER, G. GRUBER, R. BUSCH u. W. MITTELMEIER

(2003):

Schenkelhalsprothesen: Beeinflussung der Lastübertragung auf das Femur – Eine photo-

elastische Analyse.

In: 3. Jahrestagung Deutsche Gesellschaft für Biomechanik, München, 2003

ENGH, C.A., D. O’CONNOR, M. JASTY, T.F. McGOVERN, J.D. BOBYN u. W.H. HARRIS

(1992):

Quantification of implant micromotion, strain shielding, and bone resorption with porous-coated

anatomic medullary locking femoral prostheses.

Clin. Orthop. 285, 13-29

EVANS, F.G. (1973):

Mechanical properties of bone, topographic differences.

Verlag Thomas Springfield, S. 161-218

EVANS, H.E. (1993):

The Skeleton.

In: H.E. EVANS (Hrsg.): Miller´s Anatomy of the Dog, 3rd ed.

Verlag Saunders, Philadelphia, 121-219

FELDKAMP, L.A., S.A. GOLDSTEIN, A.M. PARFITT, G. JESION u. M. KLEEREKOPER

(1989):

The direct examination of three-dimensional bone architecture in vitro by computed tomography.

J. Bone Miner. Res. 4, 3-11


FLÜCKIGER, M. (1993):

Die standardisierte Beurteilung von Röntgenbildern von Hunden auf Hüftgelenksdysplasie.


FREUDIGER, U., E.-G. GRÜNBAUM u. E. SCHIMKE (1997):

Stütz- und Bewegungsapparat.

In: H.J. CHRISTOPH (Hrsg.): Klinik der Hundekrankheiten. 2. Aufl.

Verlag Enke, Stuttgart, S. 715-827

GARDEN, R.S. (1961):

The structure and function of the proximal end of the femur.

J. Bone Joint Surg. 43-B, 576-589

GARVIN, K.L., M.K. BOWEN, E.A. SALVATI u. C.S. RANAWAT (1991):

Long-term results of total hip arthroplasty in congenital dislocation and

dysplasia of the hip. A follow-up note.


GAY, W.J. (1955):

Preliminary evaluation of a femoral head prosthesis in the presence of coxitis.

J. Am. Vet. Med. Assoc. 126, 85-90

GAY, W.J. (1961):

Evaluation of the hip prostheses used in canine patiens.

Small Anim. Clin. 1, 294-298

GAY, W.J. (1963):

Development of an intramedullary stem canine femoral head & neck prosthesis.

Proc. Book XVIIth World Veterinary Congress Hannover 2, 1087-1093

GEBAUER, D., H.J. REFIOR u. M. HAAKE (1990):

Experimentelle Untersuchungen zum Einfluß operationstechnischer Fehler auf die Primär-

stabilität zementloser Hüftendoprothesenschäfte.

Z. Orthop. 128, 100-107

GEILER, G. (1995):

Gelenke und Sehnen.

In: S. BLÜMCKE (Hrsg.): Pathologie.

Verlag de Gruyter, Berlin, New York

GELEKER, J. (1985):

Bemerkungen zur Form und Größe des Zweymüller-Hüftendoprothesenschaftes.

Akt. Schwerpunkte Chirurgie Orthopädie 29, 33-41

GENANT, H.K., C. GORDON, Y. JIANG, T.M. LINK, D. HANS, S. MAJUMDAR u. T.F.

LANG (2000):

Advanced imaging of the macrostructure and microstructure of bone.

Horm. Res. 54, Suppl. 1, 24-30


GIBBS, C. (1997):

The BVA/KC scoring scheme for control of hip dysplasia: interpretation of criteria.

Vet. Rec. 141, 275-284

GOYMANN, V. (1991):

Ist die zementfreie TEP out?

In: H. GIERSE (Hrsg.) Hüftendoprothetik – Das infizierte und zementierte Hüftgelenk.

Fortschnitte in Orthopädie und Traumatologie. Bd. 2.

Landsberg/Lech: ecomed, 221-224

GREENFIELD, G.B. (1986):

Radiology of bone disease – 4th ed.

Verlag Lippincott, Philadelphia

GORMAN, H.A. (1957):

A new prosthetic hip joint.

Milit. Med., 121, 91 ff.

GUSTILO, R.B., J.E. BECHTHOLD, J. GIACCHETTO u. R.F. KYLE (1989):

Rationale, experience, and results of long-stem femoral prosthesis.

Clin. Orthop. 249, 159-168

GUTBROD, F. (1995):

Endoprothese Modell Aesculap.

In: L.WALLA (Hrsg.):Therapie von Hüftkrankheiten. Reg. Arb. Süd Kleintierkrankheiten.

Wiesloh, 5./6.11.1994, 69-72

HAAS, N.P., I. MELCHER u. R. PEINE (1999):

Metastases compromising physical stability.

Chirurg. 70, Nr. 12, 1415-1421

HANS, D., P. MOLINA-DARGENT, A.M. SCHOTT, J.L. SEBERT, C. CORMIER, P.O.

KOTZKI, P.D. DELMAS, J.M. POUILLES, G. BREART u. P.J. MEUNIER (1996):

Ultrasonographic heel measurements to predict hip fracture in elderly women: the EPIDOS

prospective study.

Lancet. 348, 511-514

HARE, W.C.D. (1961):

The ages at which the centres of ossification appear roentgenographically

in the limb bones of the dog.

Am. J. Vet. Res. 22, 825-835

HARRIS, W.H., R.D. MULROY, W.J. MALONEY, D.W. BURKE, H.P. CHANDLER u. E.B.

ZALENSKI (1991):

Intraoperative measurement of rotational stability of femoral components of total hip

arthroplasty.

Clin. Orthop. Relat. Res. 266, 119-126


HAUPTMAN, J., u. H.C. BUTLER (1980):

Measurements of the femoral neck – shaft angle in the growing beagle.

Vet. Surg. 9, 39-41

HAUPTMAN, J., G.H. CARDINET, J.P. MORGAN, M.M. GUFFY u.

L.J. WALLACE (1985):

Angles of inclination and anteversion in hip dysplasia in the dog.

Am J Vet Res 46, Nr. 10, 2033-2036

HELLINGER, J. (1993):

Osteoporose – lokale Knochenatrophie: Messprobleme.

In: 4th Int. Symposium osteoporosis and consensus development conference, Hong Kong, 1993

HENRICSON, B., u. S.-E. OLSSON (1959):

Hereditery acetabular dysplasia in German shepherd dogs.

J. Am. Vet. Med. Assoc. 135, 207-210

HENRY, G.A. (1992):

Radiographic development of canine hip dysplasia.

Vet. Clin. North. Am. Small Anim. Pract. 22, Nr. 3, 559-578

HENSCHEL, E. (1983):

Das Hüftgelenk von Hund und Katze – eine Enarthrosis?

Tierärztl. Prax. 11, 345-348

HESCH, R.D. (1992):

Das dynamische Konzept der Osteoporose.

medwelt 43, 145-151

HEYMAN, S.J., G.K. SMITH u. M.A. COFONE (1993):

Biomechanical study of the effect of coxofemoral positioning on passive hip joint laxity in dogs.

Am. J. Vet. Res. 54, Nr. 2, 210-215

HOEFLE, W.D. (1974):

A surgical procedure for prosthetic total hip replacement in the dog.

J. Anim. Hosp. Assoc. 10, 269-276

HOHN, R.B., M.L. OLMSTEAD, T.M. TURNER u. U. MATIS (1986):

Der Hüftgelenksersatz beim Hund. Total hip replacement in the dog.


HUA, J., u. P.S. WALKER (1994):

Relative motion of hip stems under load. An in vitro study of symmetrical, asymmetrical, and

custom asymmetrical designs.


HUBE, R., u. T. KRÜGER (2002):

Moderne Hüftendoprothetik beim jüngeren Patienten.

Orthodoc. 4, 16-18


HUGGLER, A. H., u. H.A.C. JAKOB (1995):

Die Entwicklung der Druckscheibenprothese (DSP).

In: E.W. MORSCHER (Hrsg.): Endoprothetik.

Springer Verlag, Berlin, Heidelberg, New York, Tokyo, S. 267-278

HUTTER, H., u. A. GASPAR (1989):

Totale Hüftgelenksendoprothese beim Hund.


HUTTON, W.C., u. J.P.S. ENGLAND (1969):

The femoral head prosthesis and the dog.

J. Small Anim. Pract. 10, 79-85

HUTTON, W.C., M.A.R. FREEMAN u. S.A. SWANSON (1969):

The forces exerted by the pads of the walking dog.

J. Anim. Pract. 10, Nr. 9, 71-77

IWAMOTO, J., T. TAKEDA, S. ICHIMURA, Y. TSUKIMURA u. Y. TOYAMA (2000):

Age-related changes in cortical bone in men: metacarpal bone mass measurement study.

J. Orthop. Sci. 5, Nr. 1, 4-9

JANSSON, V., M. ZIMMER, J.H. KUHNE u. F.P. SAILER (1993):

Initial stability of an implanted cement-canal prosthesis. Results in experimental studies on

human cadaver femurs.

Z. Orthop. 131, Nr. 4, 377-381

JASTY, M., R. KRUSHELL, E. ZALENSKI, D. O’CONNOR, R. SEDLACEK u. W. HARRIS

(1993):

The contribution of the nonporous distal stem to the stability of proximally porous-coated canine

femoral components.

J Arthroplasty. 8, 33-41

JENNY, J. (1953):

A motion picture review of modern fracture treatment.

Procced. Part I., Int. Vet. Congress, Stockholm, 946-951

JULIUS, C. (1997):

Untersuchungen zur Knochendichte bei weiblichen ZIKA-Zuchtkaninchen am Calcaneus sowie

am distalen Tibiaende über einen Zeitraum von mehreren Reproduktionszyklen mittels peripherer

Quantitativer Computertomographie (pQCT).

Hohenheim, Univ., Agrarwiss. Fak., Diss.

JUNQUEIRA, L.C., u. J. CARNEIRO (1996):

Histologie.

In: Histologie und mikroskopische Anatomie des Menschen. 4. Aufl.

Springer Verlag, Berlin, Heidelberg, New York, S. 190-217

KAMARIC, E., P.C. NOBLE u. J.W. ALEXANDER (1989):

The effect of proximal surface texture on the acute stability of cementless fixation.



KANN, P.H. (1996):

Basics of ultrasound.

In: E. SCHÖNAU (Hrsg.): Pediatric osteology – new developments in diagnostics and therapy.

Elsevier Verlag, Amsterdam, S. 161-167

KANN, P.H. (2001):

Bone densitometry and ultrasound studies of the bone: methods, indications, and efficacy.

Orthopäde. 30, Nr. 7, 437-443

KARLSON, P., D. DOENECKE u. J. KOOLMAN (1994):

Kurzes Lehrbuch der Biochemie. 14. Aufl.

Verlag Thieme, Stuttgart, New York, S. 518-522

KÄRRHOLM, J., u. F. SNORRASON (1993):

Subsidence, tip, and hump micromovements of noncoated ripped femoral prostheses.


KASSI, J. P., M. HELLER, U. STÖCKLE u. G. DUDA (2003):

Einfluss des Verankerungsprinzips auf die Primärstabilität zementfreier Prothesen unter in vivo

ähnlichen Belastungen.

In: 3. Jahrestagung Deutsche Gesellschaft für Biomechanik, München, 2003

KEAVENY, T.M. (1992):

Relative motion for a Moore-type cementless hip prosthesis in the early post-operative situation.


KEAVENY, T.M. u. R.L. JALOSZYNSKI (1994):

Effects of circumferential vs. medial-only porous coating for THA cementless fixation.


KERN, S. (2004):

Der Einfluss von Phytoöstrogenen, mehrfach ungesättigten Fettsäuren, Vitamin D und K auf den

Knochenstoffwechsel und die Mikroarchitektur des Knochens: Untersuchungen am intakten und

ovariohysterektomierten Beagle.

München, Univ., Veterinärmed. Fak., Diss.

KONIECZY SKI, D.D., u. D.L. BARTEL (1993):

The effects of bone quality and interface friction on early post operative performance of an

anatomic noncemented implant.


KONIECZY SKI, D.D., u. D.L. BARTEL (1994):

The role of loading on the immediate post-operative stability of a noncemented hip implant.


KÖNIG, F. (1991):

Fallbericht: Osteogenesis imperfecta beim Schäferhundwelpen.



KÖPPEL, E. (1986):

Entwicklungsformen des Hüftgelenkes und ihre Bedeutung für die Beurteilung auf

Hüftgelenksdysplasie.

In: 31. Jahrestagung der DVG-Fachgruppe Kleintierkrankheiten, Stuttgart-Fellbach, 1986,

Kongreßber. S. 75-83

KÖPPEL, E. (1991):

Zur Entwicklung der Articulatio coxae und radiologischen Frühdiagnostik der

Hüftgelenksdysplasie des Hundes. Eine morphologische Studie.

Verlag Enke, Stuttgart

KRÜGER, K. (1995):

Die Oldag-Totalendoprothese.

In: L.WALLA (Hrsg.):Therapie von Hüftkrankheiten. Reg. Arb. Süd Kleintierkrankheiten

Wiesloh, 5./6.11.1994, S. 66-68

KRÜGER, T., H. REICHEL u. W. HEIN (1994):

Radiologische Phänomene nach Implantation der zementfreien ABG-Hüftprothese.

In: Jahrbuch für Orthopädie.

Biermann, Zülpich, S. 225-234

KUIPER, J.W., C. VAN KUIJK, J.L. GRASHUIS, A.G. EDERVEEN u. H.E. SCHUTTE (1996):

Accuracy and the influence of marrow fat on quantitative CT and dual-energy X-ray

absorptiometry measurements of the femoral neck in vitro.

Osteoporos. Int. 6, Nr. 1, 25-30

KUMMER, B. (1968):

Die Beanspruchung des menschlichen Hüftgelenks. I. Allgemeine Problematik.

Z. Anat. Entwickl. Gesch. 127, 277-285

KUMMER, B., R. BREUL, M. STRAUSS u. K. LOHSCHEIDT (1987):

Spannungsverteilung über Kugelgelenkflächen.

Verh. Anat. Ges. 81, 445-446

KÜPPER, W. (1980):

Die Biomechanik des Hüft- und Schultergelenkes beim Hund – zum Aussagewert von

Tierversuchen bei der experimentellen Erprobung menschlicher Endoprothesen im Tiermodell.

Dtsch. Tierärztl. Wschr. 88, 146

LARCHÉ, W.D. (1962):

Der Einfluß mechanischer und funktioneller Faktoren auf das Angehen des Hundes.

Giessen, Univ., Vet.-med. Fak., Diss.

LIEBICH, H.-G. (1999):

Knochengewebe (Textus osseus).

In: H.-G. LIEBICH (Hrsg.): Funktionelle Anatomie der Haussäugetiere: Lehrbuch und Farbatlas

für Studium und Praxis. 4. Aufl.

Verlag Schattauer, Stuttgart

LINDE, F., u. H.C.F. SORENSEN (1993):

The effects of different storage methods on the mechanical properties of trabecular bone.

J. Biomech. 26, 1249-1252


LINNMANN, S.M. (1998):

Die Hüftgelenksdysplasie des Hundes.

Verlag Parey, Berlin

LIPPINCOTT, C.L. (1992):

Femoral head and neck excision in the management of canine hip dysplasia.

Vet. Clin. North Am. Small Anim. Pract. 22, 721-737

LÖER, B. (1999):

Computertomographische Torsionsmessung an Femur und Tibia des Hundes – Methode und

klinische Anwendung bei der Luxatio patellae congenita.

München, Univ., Vet.-med. Fak., Diss.

LOOKER, A. L., D.C. BAUER, C.H. CHESNUT, C.M. GRUNDBERG, M.C. HOCKBERG, G.

KLEE, M. KLEEREKOPER, N.B. WATTS u. N.H. BELL (2000):

Clinical use of biochemical markers of bone remodelling: current status and future

directions.

Osteoporos. Int. 11, 467-480

LOTT, D. (1988):

Zur Bestimmung der Gelenkwinkel an den Gliedmassen von Hunden.

Berlin, Freie Univ., Vet.-med. Fak., Diss.

MAHOMED, N., J. SCHATZKER u. T. HEARN (1993):

Biomechanical analysis of a distally interlocked press-fit femoral total hip prosthesis.


MAHRINGER, C. (1991):

Längen- und Winkelverhältnisse am proximalen Femurende des Hundes und deren

biomechanische Aspekte.

Wien, Vet.-med. Univ., Diss.

MANDELL, J.A., G.S. BEAUPRÉ, S.B. GOODMAN u. D.R. CARTER (1994):

The influence of femoral component collar or taper on stress transfer and micromotion.


MARTIN, J.W., H. SUGIYAMA, A.D. KAISER, J. VAN HOECH u. L.A. WHITESIDE (1990):

An analysis of screw fixation of the femoral component in cementless hip arthroplasty.

J. Arthroplasty. (Suppl) 5, 15-20

MASSAT, B.J. (1995):

Einzementierung einer Arthroplasik des gesamten Hüftgelenks beim Hund.

Waltham Focus. 5, Nr. 4, 21-31

MATIS, U. (1995):

Operationsverfahren bei Hüftgelenkdysplasie.


MAYRHOFER, E. (1980):

Die Skelettentwicklung des Junghundes, entwicklungsbedingte Varianten und ihre Abgrenzung

gegenüber pathologischen Prozessen im Röntgenbild.

Wien, Vet.-med. Univ., Vet.-med. Habil.-Schr.


MEDICAL MONITOR (1999):

Zusammenfassung der Marktstudie über Hüft- und Kniegelenkersatz in Deutdschland.

http:// www.medicalmonitor.de/Klinik-Marktstudie.htm, 1-2

MENGE, M. (2000):

Acht Jahre Druckscheibenprothese – eine mittelfristige Bewertung.

Orthop. Praxis. 36, 143-151

MONTAVON, P.M. (1992):

Morphometry and static biomechanical analysis of the canine hip joint.

Application to a colony of English Foxhounds.

Zürich, Univ., Habil.-Schr.

MONTAVON, P.M., R.B. HOHN, M.L. OLMSTEAD u. R.L. RUDY (1985):

Inclination and anteversion angles of the femoral head and neck in the dog. Evaluation of a

standard method of measurement.

Vet. Surg. 14 (4), 277-282

MONTGOMERY, R.D., J.L. MILTON, R. PERNELL u. H.M. ABERMAN (1992):

Total hip arthroplasty for treatment of canine hip dysplasia.

Vet. Clin. North Am. Small Anim. Pract. 22, 703-719

MÜLLER, D. (1995):

Zementierungstechnik von Hüftendoprothesen.

In: L. WALLA (Hrsg.): Therapie von Hüftkrankheiten. Reg. Arb. Süd Kleintierkrankheiten.

Wiesloh, 5./6.11.1994, S. 59-65

NEWTON, C.D. (1985):

Appendix B - Normal Joint Range of Motion in the Dog and Cat.

In: C.D. NEWTON u. D.M. NUNAMARKER (Hrsg.): Textbook of Small Animal Orthopaedics.

Verlag Lippincott, Philadelphia, S. 1101-1106

NICKEL, R., A. SCHUMMER, K.-H. WILLE u. H. WILKENS (1992):

Passiver Bewegungsapparat, Skelettsystem.

In: R. NICKEL, A. SCHUMMER u. E. SEIFERLE (Hrsg.): Lehrbuch der Anatomie der

Haustiere. , 6. Aufl.

Verlag Parey, Berlin, Bd. I, S. 15-202

NIETHARD, F., u. J. PFEIL (1992):

Orthopädie. 2. Aufl.

Hippokrates-Verlag, Stuttgart

NOACK, W., u. A. KIRGIS (1992):

Dorsale Reposition und ventrale Spondylodese bei der lumbalen Spondylolisthesis.

Operative Orthopädie Traumatol. 4, 31

NOBLE, P.C., E. KAMARIC u. J.W. ALEXANDER (1989):

Distal stem centralization critically affects the acute fixation of cementless femoral stems.



NUNAMAKER, D. M. (1974):

Surgical correction of large femoral anteversion angles in the dog.

J. Am. Vet. Med. Assoc. 165, Nr. 12, 1061-1064

NUNAMAKER, D. M. (1985):

Total joint replacement.

In: C.D. NEWTON u. D. M. NUNAMAKER (Hrsg.): Textbook of Small Animal Orthopedics.

Philadelphia, Lippincott, S. 555-560

NUNAMAKER, D.M., D.N. BIERY u. C.D. NEWTON (1973):

Femoral neck anteversion in the dog: its radiographic measurement.

Am. Vet. Soc. 14, 45-48

NUNN, D., M.A.R. FREEMAN, K.E. TANNER u. W. BONFIELD (1989):

Torsional stability of the femoral component of hip arthroplasty. Response to an anteriorly

applied load.

J. Bone Joint Surg. 71, 452-455

NYSSEN-BEHETS, C., Y. DUCHESNE u. A. DEHM (1997):

Structural changes with aging in cortical bone of the human tibia.

Gerontology. 43, 316-325

O’CONNOR, D.O., D.W. BURKE, R.C. SEDLACEK u. A.J. LOZYNSKY (1993):

Cement bone vs. implant bone micromotion on autopsy retrieved cemented femoral components.


OHL, M.D., L.A. WHITESIDE, D.S. McCARTHY u. S.E. WHITE (1993):

Torsional fixation of a modular femoral hip component.

Clin. Orthop. 287, 135-141

OLMSTEAD, M. L. (1987):

Total hip replacement in the dog.

Sem. Vet. Med. Surg. Small Anim. 2, 131-140


In: C. SMITH (Hrsg.): Research Roundup. Treatments for hip dysplasia spark controversy.

J. Am. Vet. Med. Assoc. 201, 205-209


Coxofemoral joint.

In: S.J. BIRCHARD u. R.G. SHERDING (Hrsg.): Saunders Manual of Small Animal Practice.

2nd ed.

Verlag Saunders, Philadelphia, S. 1014-1021

OLMSTEAD, M. L., u. R.B. HOHN (1980):

Ergebnisse mit der Hüfttotalprothese bei 103 klinischen Fällen an der Ohio State University.



OTANI, T., P.S. LUX u. W.N. CAPELLO (1993):

Wiring technique to improve torsional stability of the cementless femoral component in THA

associated with a surgically induced femoral fracture.


PAGE, A.E., C. ALLAN, M. JASTY, T.P. HARRINGAN, C.R. BRAGDON u. W.H. HARRIS

(1993):

Determination of loading parameters in the canine hip in vivo.

J. Biomech. 26, Nr.4/5, 571-579

PAUL, J.P. (1965):

Bio-engineering studies of the forces transmitted by joints. Engineering analysis.

In: R.M. KENEDI (Hrsg.): Biomechanics and Related bio-engineering topics.

Pergamon Press, Oxford, S. 147-158

PAUL, J.P. (1976):

Approaches to design: force actions transmitted by joints of the human body.

Proc. R. Soc. Lond. 192, 163-172

PAUL, J.P., u. D.A. McGROUTHER (1975):

Forces transmitted at the hip and knee joint and disabled persons during a range of activities.

Acta Orthop. Belg. 41 (Suppl. 1), 78-88

PAUWELS, F. (1973):

Atlas zur Biomechanik der gesunden und kranken Hüfte. Prinzipien, Technik und Resultate einer

kausalen Therapie.

Verlag Springer, Berlin, Heidelberg, New York

PÉROT, F. (1972):

Prothèse totale d´ articulation de la hanche.

Anim. de Compagnie 29, 227-234

PERREN, S.M., u. A. BOITZY (1978):

La différenciation cellulaire et la bioméchanique de l’os au cours de la consolidation d’une

fracture.

Anat. Clin. 1, 13-28

PILLIAR, R.M., J.M. LEE u. C. MANIATOPOULOS (1986):

Observations on the Effect of Movement on Bone Ingrowth into Porous-Surfaced Implants.

Clin. Orthop. Rel. Res. 208, 108-113

PRIEUR, W.D. (1980):

Coxarthrosis in the dog - part I: Normal and abnormal biomechanics of the hip joint.

Vet. Surg. 9, 145-149

PUNZET, G., u. K. ZWEYMÜLLER (1979):

Zur Implantationstechnik einer vollkeramischen Kappenprothese des Hüftgelenkes beim Hund.



RADER, C.P., C. HENDRICH, S. LÖW, M. WALTHER u. J. EULERT (2000):

5 bis 8-Jahres-Ergebnisse nach Hüfttotalendoprothese mit der Müller-

Geradschaftprothese (zementierter TiAINb-Schaft).

Unfallchirurg. 103, 846-852

REICHEL, N., u. P. ZAMBELLI (2005):

Alloclassic® SL Schaft.

Internet: URL http://www. zimmergermany.de

REINERS, C. (1991):

Nicht-invasive quantitative Knochendichtebestimmung.

In: J.D. RINGE (Hrsg.): Osteoporose.

Verlag de Gruyter, Berlin, New York, S.157-216

REMEDIOS, A.M., u. C.L. FRIES (1995):

Treatment of canine hip dysplasia: a review.

Can. Vet. J. 36, 503-509

RICHTER, V. (1977):

Untersuchungen am Becken des Hundes unter besonderer Berücksichtigung des Hüftgelenkes

und der rassespezifischen Merkmale.

München, Univ., Vet.-med. Fak., Diss.

RICHTER, V., u. K. LÖFFLER (1976):

Rassespezifische Merkmale am Becken des Hundes.

Dtsch. Tierärztl. Wschr. 83, 455-461

RIGGS, B.L., u. L.J. MELTON (1995):

The worldwide problem of osteoporosis: insights afforded by epidemiology.

Bone. 17, Suppl. 5, 505S-511S

RISER, W.H. (1973):

Growth and development of the normal canine pelvis, hip joints and femurs from birth to

maturity: A radiographic study.

J. Am. Vet. Rad. Soc. 14, Nr.2, 35-50

RISER, W.H. (1975):

The dog as a model for the study of hip dysplasia – growth, form and development of the normal

and dysplastic hip joint.

Vet. Pathol. 12, 231-334

RISER, W.H., u. J.F. SHIRER (1966):

Hip dysplasia: coxofemoral abnormalities in neonatal German shepard dogs.


RISER, W.H., W.H. RHODES u. C.D. NEWTON (1985):

Hip dysplasia.

In: C.D. NEWTON u. D.M. NUNAMARKER (Hrsg.): Textbook of Small Animal Orthopaedics.

Verlag Lippincott, Philadelphia, S. 953-980

ROACH, K. E., und T. P. MILES (1991):

Normal hip and knee active range of motion: the relationship to age.

Phys. Ther. 71, Nr. 9, 656-665


ROHLMANN, A., E.J. CHEAL, W.C. HAYES u. G. BERGMANN (1988):

A Nonlinear Finite Element Analysis of Interface Conditions in Porous Coated Hip

Endoprostheses.

J. Biomech. 21, 605-611

RUBIN, P.J., R.L. RAKOTOMANANA, P.F. LEYVRAZ, P.K. ZYSSET, A. CURNIER u. J.H.

HEEGAARD (1993):

Frictional interface micromotions and anisotropic stress distribution in a femoral total hip

component.

J. Biomech. 26, 725-739

RUEGSEGGER, P., B. KOLLER u. R. MULLER (1996):

A microtomographic system for the nondestructive evaluation of bone architecture.

Calcif. Tissue Int. 58, Nr. 1, 24-29

RYDELL, N.W. (1966):

Forces acting on the femoral head-prothesis. A study on strain gauge supplied prostheses in living

persons.

Acta Orthop. Scand. 37, Suppl. 88, 1-132

SCHAWALDER, P. (1990):

Azetabulumplastik und Totalprothesen.

Schweiz. Ver. Kleint., Jahresv., Ausg. 5/1990, S. 130-152

SCHAWALDER, P. (1995):

Zementfreie Individualprothese der Hüfte.

In: L.WALLA (Hrsg.): Therapie von Hüftkrankheiten. Reg. Arb. Süd Kleintierkrankheiten.

Wiesloh, 5./6.11.1994, S. 57-58

SCHAWALDER P., u. B. SPIESS (1990):

Der Azetabulumneigungswinkel und der Azetabulumeingangswinkel beim Hund.


SCHAWALDER, P., u. STERCHI, H.P. (1981a):

Der Centrum-Collum-Diaphysenwinkel (CC´D) und der Antetorsionswinkel (AT) beim Hund.


SCHAWALDER, P., u. STERCHI, H.P. (1981b):

Der Centrum-Collum-Diaphysenwinkel (CC´D) und der Antetorsionswinkel (AT) beim Hund. II.

Mitteilung: Korrelation zwischen dem CC´D und dem AT. Röntgendiagnostische Aspekte.


SCHAWALDER, P., D. SPRENG, E. DIETSCHI, G. DOLF u. C. GAILLARD (1997):

Beitrag zur Biomechanik des Hüftgelenkes mit neuen diagnostischen Aspekten im Umfeld der

Hüftgelenksdysplasie: Konstruktiv-kritische Gedanken zur HD-Diagnostik und zu den heutzutage

gängigen züchterischen Massnahmen mit einem Ausblick auf zukünftige Perspektiven und

Möglichkeiten. Teil II.

Schweiz. Arch. Tierheilk. 139, Nr. 6, 265-270


SCHENK, R.K., u. U. WEHRLI (1989):

Reaction of the bone to a cement-free SL femur revision prosthesis. Histologic findings in an

autopsy specimen 5 1/2 months after surgery.

Orthopäde. 18, 454-462

SCHNEIDER, E. (1995):

Primärstabilität zementierter und nichtzementierter Implantate.

In: E.W. MORSCHER (Hrsg.): Endoprothetik.

Springer-Verlag, Berlin, Heidelberg, New York, S. 85-102

SCHNEIDER, P., W. BÖRNER, J. RENDEL, C. EILLES, K. SCHLISSKE u. M. SCHENBECK

(1992):

Stellenwert zweier unterschiedlicher Knochendichtemeßmethoden zur Bestimmung des

Mineralgehaltes am peripheren und axialen Skelett.

Z. Orthop. 130, 16-21

SCHNEIDER, E., J. EULENBERGER, W. STEINER, D. WYDER, R.J. FRIEDMANN u.

S.M. PERREN (1989):

Experimental method for the in vitro testing of the initial stability of cementless hip prostheses.

J. Biomech. 22, Nr. 6/7, 735-744

SCHOLZ, J. (1999):

Die ESKA-Schenkelhalsprothese – eine zementfrei, metaphysär zu verankernde Hüftgelenk-

Endoprothese.

Osteosynthese International. 7 (Suppl. 2), 168-171

SCHRAN, M. (1973):

Zur Frühdiagnose der Hüftgelenksdysplasie und ihre territoriale Verbreitung im Gebiet der DDR.

Berlin, Humbolt-Univ., Vet.-med. Fak., Diss.

SEDLIN, E.D., u. C. HIRSCH (1966):

Factors affecting the determination of the physical properties of femoral cortical bone.

Acta Orthop. Scand. 37, Nr. 1, 29-48

SEEMAN, E. (1997):

From density to structure: growing up and growing old on the surfaces of bone.

J. Bone Mineral Res. 12, Nr. 4, 509-521

SEMLITSCH, M. (1990):

Stand der Werkstofftechnik des Zweymüller-Hüftprothesensystems nach 10 Jahren klinischer

Praxis.

In: K. ZWEYMÜLLER (Hrsg): 10 Jahre Zweymüller-Hüftendoprothese. II: Wiener Sympos.

Verlag Huber, Bern, Stuttgart, Toronto, S. 14-19

SELVIK, G. (1989):

Roentgen stereophotogrammetry. A method for the study of the kinematics of the skeletal system.

Acta Orthop. Scand. (Suppl 60) 232, 1-51

SHAHAR, R., u. L. BANK-SILLS (2002):

Biomechanical analysis of the canine hind limb: calculation of forces during three-legged stance.

Vet. J. 163, Nr. 3, 240-250


SHIVELEY, M.J., u. D.C. VAN SICKLE (1982):

Developing coxal joint of the dog: gross morphometric and pathologic observations.

Am. J. Vet. Res. 43, Nr. 2, 185-194

SIM, F.H., u. R.N. STAUFFER (1980):

Management of hip fractures by total hip arthroplasty.


SMITH, G.K., D.N. BIERY u. T.P. GREGOR (1990):

New concepts of coxofemoral joint stability and the development of a clinical stress-radiographic

method for quantitating hip joint laxity in the dog.

J. Am. Vet. Med. Assoc. 196, Nr. 1, 59-70

SMITH, R.N. (1963):

The normal and radiological anatomy of the hip joint of the dog.


SØBALLE, K., E.S. HANSEN, H.B. RASMUSSEN u. C. BÜNGER (1992):

Hydroxyapatite coating converts fibrous anchorage to bony fixation during continous implant

loading.


STADER, O. (1956):

Treatment of fractures of the neck of the femur by arthroplasty.

N. Am. Vet. 37, 303-305

STAEHELI, J.W., F.J. FRASSICA u. R.H. FITZGERALD (1986):

Comparison study of primary endoprosthetic replacement vs. CLAS for unstable intertrochanteric

fractures.

Orthop. Trans. 10, 481

STANS, A.A., A.D. HANSSEN u. W.J. SHAUGHNESSY (1994):

Long-term follow-up of cemented total hip arthroplasty in patients with Crowe-III congenital

dysplasia of the hip.

Orthop. Trans. 193, 17, 1003

STASZYK, C., u. H. GASSE (2002):

Zur Innervation der Gelenkkapseln beim Hund. Teil 3: Hüftgelenk.


STERCHI, H.P. (1980):

Winkelbestimmungen am proximalen Femurende. Beitrag zur Hüftgelenksbiomechanik

des Hundes.

Bern, Univ., Diss.

STIEHL, J.B., E. MacMILLAN u. D.A. SKRADE (1991):

Mechanical stability of porous-coated acetabular components in total hip arthroplasty.



SUGIYAMA, H., L.A. WHITESIDE u. C.A. ENGH (1992):

Torsional fixation of the femoral component in total hip arthroplasty. The effect of surgical

press-fit technique.


SULZER MEDICA (1999):

Allospine ™ Posterior – Technical information biochemical investigations.

Sulzer Orthopedics Ltd., Baar, Schweiz, S. 1-12

SWENSON, L., L. AUDELL u. Å. HEDHAMMER (1997):

Prevalence and inheritance of and selection for hip dysplasia in seven breeds of dogs in Sweden

and benefit: cost analysis of a screening and control programm.

J. Am. Vet. Med. Assoc. 210, 207-214

TIFFIT J.T. (1980):

The Organic Matrix of Bone Tissue.

In: M.R. URIST (Hrsg.): Fundamental and Clinical Bone Physiology.

Verlag Lippincott, Philadelphia, Toronto

TOMLINSON, J. u. R. Mc LAUGHLIN (1996):

Total hip replacement: the best treatment for dysplastic dogs with osteoarthrosis.

Vet. Med. 91, 117-124

TONINO, A.J., L. ROMANINI, P. ROSSI, M. BORRONI, F. GRECO, C. GARCIAARAUJO,

L. GARCIADIHINX, A. MURCIAMAZON, W. HEIN u. J. ANDERSON (1995):

Hxdroxylapatite-coated hip prostheses. Early results from an international study.

Clin. Orthop. Rel. Res. 312, 211-225

TOOKE, S. M., P.J. NUGENT, A. CHOTIVICHIT, W. GOODMAN u. J.M. KABO (1988):

Comparison of in vivo cementless acetabular fixation.

Clin. Orthop. 235, 253-260

TRAUB, W., T. ARAD u. S. WEINER (1989):

Three-dimensional ordered distribution of crystals in turkey tendon collagen fibers.

Proc.Natl. Acad. Sci. USA. 86, 9822-9826

VAUGHAN, L. (1955):

Acrylic femoralhead prosthesis in the cat.

Vet. Rec. 67, 804-805

VICECONTI, M., M. CASALI, B. MASSARI, L. CRISTOFOLINI, S. BASSINI u. A. TONI

(1996):

The standardized femur programm. Proposal for a reference geometry to be used for the creation

of finite element models of the femur.

J. Biomech. 29, Nr. 9, 1241


VOLLMERHAUS, B., H. WAIBL u. H. ROOS (1994):

Gelenke.

In: J. FREWEIN u. B. VOLLMERHAUS (Hrsg.): Anatomie von Hund und Katze.

Blackwell-Wissenschsfts-Verlag, Berlin, S. 53-75

WAIBL, H. (1988):

Zur angewandten Anatomie des Hüftgelenkes beim Hund.


WALKER, N., u. F. ALT (1999):

Klinische und radiologische Resultate der Druckscheibenprothese im Vergleich zur ESKA-

Schenkelhalsprothese.

Orthop. Praxis. 35, 646-652

WALKER, P.S., D. SCHNEEWEIS, S. MURPHY u. P. NELSON (1987):

Strains and micromotions of press-fit femoral stem prostheses.

J. Biomech. 20, 693-702

WALLACE, L.J., u. M.L. OLMSTEAD (1995):

Disabling conditions of canine coxofemoral joint.

In: M.L. OLMSTEAD (Hrsg.): Small Animal Orthopedics.

Mosby, Philadelphia, S. 361-393

WEIGEL, J.P., u. J.F. WASSERMANN (1992):

Biomechanics of the normal and abnormal hip joint.

Vet. Clin. North Am. Small Anim. Pract. 22, Nr.3, 513-528

WEISSINGER, M., u. C. HELMREICH (2001):

Langfristige Resultate mit dem zementfreien Alloclassic-Schaft nach Zweymüller.

Orthop. 139, 200-205

WHITESIDE, L.A., u. J.C. EASLEY (1989):

The effect of collar and distal stem fixation on micromotion of the femoral stem in uncemented

total hip arthroplasty.

Clin. Orthop. Relat. Res. 239, 145- 153

WILLIAMS, J.F., u. N.L. SVENSSON (1971):

An experimental stress analysis of the neck of the femur.

Med. Biol. Eng. 9, 479-493

WINKLER, J. (2003):

Die Spiron-Prpthese.

In: Neuigkeiten in der Endoprothetik - ARGE-Forum, Meran, 2004

WITTE, H., F. ECKSTEIN, S. RECKNAGEL u. K. BERNSMANN (1997):

Effective forces during walking on the human hip acetabulum.

Biomed. Tech. 42 (Suppl.), 428-429


WOLFGANG, G.L. (1990):

Femoral head autografting with total hip arthroplasty for lateral hip dysplasia. A 12-year

experience.


ZWEYMÜLLER, K. (1987):

Erfahrungen mit dem Titaniumschmiedeschaft nach Zweymüller.

Hefte zur Unfallheilkunde 183, 82-91

ZWEYMÜLLER, K., F. LINTNER u. G. BÖHM (1995):

Die Entwicklung der zementfreien Hüftendoprothese von 1979-1994.

In: E. MORSCHER (Hrsg.): Endoprothetik.

Verlag Springer, Berlin, S. 333-350

ZWEYMÜLLER, K., F. LINTNER u. M. SEMLITSCH (1988):

Biological fixation of a press-fit titanium hip joint endoprosthesis.


ZWEYMÜLLER, K., A. DECKNER, F. LINTNER u. M. SEMLITSCH (1988):

Die Weiterentwicklung des zementfreien Systems durch das SL-Schaftprogramm.

Med. Orth. Tech. 108, 10-15

Danksagung

Mein herzlicher Dank gilt

Herrn Professor Dr. H. Waibl für die Betreuung des von der Medizinischen Hochschule

Hannover gestellten Themas und der entgegengebrachten Unterstützung sowie Frau Dr. E.

Engelke für die Durchsicht und Frau I. Blume für die Teilkorrektur des Manuskripts sowie den

Mitarbeitern des Anatomischen Instituts der Tierärztlichen Hochschule Hannover, insbesondere

Herrn Stünkel, der mir beim Präparieren der Hundefemora behilflich war.

Herrn PD. Dr. T. Hüfner für die freundliche Aufnahme im Laborteam der Unfallchirurgie und

Herrn PD. Dr. T. Gerich für die Überlassung des Themas, wobei mir mein Betreuer Dr. Thomas

Gösling bei der Umsetzung der Versuche mit Rat und Tat zur Seite stand.

Herrn Vaske aus dem Institut für Biometrie der Medizinischen Hochschule Hannover danke ich

für die Hilfe bei der Ausführung der statistischen Auswertung.

Herrn Professor Dr. Manns, Abteilung Gastroenterologie, Hepatologie, Endokrinologie der

Medizinischen Hochschule Hannover, danke ich für die Nutzungsmöglichkeit des STRATEC

XCT-900 (pQCT) und Frau Patricia Droste für die freundschaftliche Unterstützung bei der Arbeit

mit dem Zebris CMS 30P-Bewegungsanalysesystem.

Weiterhin möchte ich Dr. Björn Birkenhauer danken, der mir bei der Implantation der Prothesen

und bei Fragen zu jeder Zeit behilflich war.

Weiterhin gilt mein Dank der Fa. ARGE-Medizintechnik, insbesondere Herrn Scholz und Herrn

Kistmacher für die Bereitstellung der Prothesen und die herzliche Aufnahme, sowie den Diplom-

Ingenieuren Christoph Löbnitz und Dirk Wiesner für die Unterstützung in allen technischen

Fragen.

Besonders herzlich bedanke ich mich bei meinen Eltern und meinem Bruder, die mich während

der gesamten Zeit liebevoll und geduldig unterstützt haben. Nicht zuletzt möchte ich meinen

Freunden danken, die während der Fertigstellung der Arbeit immer für mich da waren.

Aus dem Anatomischen Institut der Tierärztlichen

Documents

Transcript of Aus dem Anatomischen Institut der Tierärztlichen