Intramedulläre Frakturversorgung bei der Katze: Verriegelungsnagel und Form-Gedächtnis-Implantat im biomechanischen Vergleich

Abstract

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

For the repair of long bone fractures in the cat an interlocking nail (ILN) made of titanium and a newly developed, self-interlocking implant made of Nitinol, the shape-memory-alloy (SMA), were biomechanically tested. Both were tested in a tibia-fracture model with a 5 mm gap. To have the possibility to compare the results for the SMA- and ILN-bone-fracture models, native bone was also tested. All 63 samples, in groups of 21 and subgroups of seven exemplars, were continuously tested in torsion, compression or bending. For each test a new bone and a new implant was used. Beforehand the metric values of the length and the medullary cavity of the bone as well as the diameter of the medullary cavity and the compacta of the humerus, femur and tibia were defined. With regard to this information the appropriate diameter and length of the nails were chosen. The average length of the bone was 106 mm for the humerus and 89 mm for its medullary channel. The femur was 116 mm long, its medullary channel 102 mm. The tibia had a length of 122 mm, its medullary channel 112 mm. The narrowest section of the medullary cavity measured 3.9 mm for the humerus, 5.6 mm for the femur and 3.5 mm for the tibia. These data resulted in an FGI with a 3 mm diameter in the lengths 90, 100 and 110 mm. The mean torsional stiffness of the bone was 0.29 Nm/degree, of the ILN-bone- fracture model it was 0.05 Nm/degree and of the SMA-bone-fracture model it was 0.01 Nm/degree. Bone breakage appeared after torsion of 20.01°, whereas the implant-fracture models could have been twisted up to 50° without any damage. This shows that the ILN-bone-fracture model had one sixth of the torisonal stiffness of the bone, but it was five times as stiff as the SMA-bone-fracture model. The mean axial stiffness of the bone under compression was 1875.71 N/mm and of the ILN-bone-fracture model 1017.01 N/mm. The bone resisted an average force of 3244.53 N, the ILN-bone-fracture model of 1642.06 N. The SMA-bone- fracture model failed shortly after the beginning of the measurement, subsequently there was no option to identify its axial stiffness. Therefore, in compression the ILN-bone-fracture model was half as stiff as the bone and clearly stiffer than the SMA-bone-fracture model. The mean bending stiffness of the bone was 187.71 N/mm, of the ILN-bone-fracture model 63.84 N/mm and of the SMA-bone fracture model 20.89 N/mm. The bending stiffness of the ILN-bone- fracture model achieved two thirds of the result for the intact bone and was nearly three times as stiff as the result for the SMA-bone-fracture model. The ILN-bone-fracture model had a clearly bigger stiffness in torsion, compression and bending and resisted much stronger forces in compression and bending than the SMA-bone-fracture model. The latter proved to be less stable to compression forces and under axial force effect presumably lapses in the medullary channel. Conclusions as to the clinical use can only partly be drawn because in vivo the tested forces never acted isolated and continuously but together and repeatedly upon the bone. A sufficient stability of the ILN on basic of the own results can be supposed. This is supported by the results of the clinical studies. The design of the SMA needs improvement in order to implement the promising concept of a self-locking intramedullary device.