Welche Parameter beeinflussen maßgeblich die Ausreißfestigkeit von Pedikelschrauben im BWS- und LWS-Bereich? Eine vergleichende Analyse Inauguraldissertation zur Erlangung des Grades eines Doktors der Humanmedizin des Fachbereichs Medizin der Justus-Liebig-Universität Gießen vorgelegt von Neele-Annika Marencke aus Bremerhaven Gießen (2023) Aus dem Fachbereich Medizin der Justus-Liebig-Universität Gießen Gutachter: Herr Prof. Dr. med. R. Schönmayr Gutachter: Herr Univ.-Prof. Dr. med. Dr. h.c. C. Heiß Tag der Disputation: 11.09.2023 Ehrenwörtliche Erklärung „Hiermit erkläre ich, dass ich die vorliegende Arbeit selbständig und ohne unzulässige Hilfe oder Benutzung anderer als der angegebenen Hilfsmittel angefertigt habe. Alle Textstellen, die wörtlich oder sinngemäß aus veröffentlichten oder nichtveröffentlichten Schriften entnommen sind, und alle Angaben, die auf mündlichen Auskünften beruhen, sind als solche kenntlich gemacht. Bei den von mir durchgeführten und in der Disserta- tion erwähnten Untersuchungen habe ich die Grundsätze guter wissenschaftlicher Pra- xis, wie sie in der „Satzung der Justus-Liebig-Universität Gießen zur Sicherung guter wissenschaftlicher Praxis“ niedergelegt sind, eingehalten sowie ethische, datenschutz- rechtliche und tierschutzrechtliche Grundsätze befolgt. Ich versichere, dass Dritte von mir weder unmittelbar noch mittelbar geldwerte Leistungen für Arbeiten erhalten haben, die im Zusammenhang mit dem Inhalt der vorgelegten Dissertation stehen, und dass die vorgelegte Arbeit weder im Inland noch im Ausland in gleicher oder ähnlicher Form ei- ner anderen Prüfungsbehörde zum Zweck einer Promotion oder eines anderen Prüfungs- verfahrens vorgelegt wurde. Alles aus anderen Quellen und von anderen Personen über- nommene Material, das in der Arbeit verwendet wurde oder auf das direkt Bezug ge- nommen wird, wurde als solches kenntlich gemacht. Insbesondere wurden alle Personen genannt, die direkt und indirekt an der Entstehung der vorliegenden Arbeit beteiligt wa- ren. Mit der Überprüfung meiner Arbeit durch eine Plagiatserkennungssoftware bzw. ein internetbasiertes Softwareprogramm erkläre ich mich einverstanden.“ _____________ ____________________ Ort/Datum Unterschrift Für meine Eltern Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung .................................................................................................................. 1 1.1 Bedeutung von Pedikelschrauben und Fragestellung ......................................... 1 1.2 Aufbau der Wirbelsäule ...................................................................................... 2 1.3 Aufgabe der Wirbelsäule .................................................................................... 2 1.4 Aufbau eines Wirbelkörpers ............................................................................... 2 1.5 Auf die Wirbelsäule einwirkende Kräfte ............................................................ 5 1.6 Allgemeine Schraubenlehre ................................................................................ 7 1.7 Historie der Wirbelsäulenchirurgie / Pedikelschrauben ..................................... 9 1.8 Übersicht über die OP-Methoden ..................................................................... 11 1.9 Übersicht über die Pedikelschraubensysteme ................................................... 13 1.10 Anforderungen an die Pedikelschraubensysteme ............................................. 19 2 Material und Methoden ......................................................................................... 20 3 Ergebnisse ............................................................................................................... 23 3.1 Schraubenparameter ......................................................................................... 24 3.1.1 Gewinde und Kern .................................................................................... 24 3.1.2 Zementierte / unzementierte Schrauben .................................................... 43 3.1.3 Expandierbare Pedikelschrauben .............................................................. 49 3.1.4 Die bikortikale Fixierung .......................................................................... 52 3.1.5 Die Pilotbohrung ....................................................................................... 53 3.1.6 Mono- und polyaxiale PS .......................................................................... 53 3.1.7 Pedikelschraubensysteme - PS, Lamina- und Pedikelhaken ..................... 54 3.2 Operations- und Patientenspezifische Parameter ............................................. 55 3.2.1 Navigation und Robotik - CT-gesteuert, 2D-CT-Arm gesteuert, 3D-CT- Arm gesteuert, Roboter-assistiert ............................................................................. 55 3.2.1.1 CT-gesteuerte Navigation ...................................................................... 55 3.2.1.2 2D-CT-Arm-gesteuerte Navigation ....................................................... 55 3.2.1.3 3D-CT-Arm-gesteuerte Navigation ....................................................... 55 3.2.1.4 Roboter-assistierte-PS-Implantation ...................................................... 55 3.2.1.5 Vergleiche Navigation / Robotik / Freihand-Technik ........................... 56 3.2.1.6 Pedikel-Neuromonitoring ...................................................................... 61 3.2.1.7 Erfahrung des Operateurs ...................................................................... 61 3.2.2 Patientenspezifische Parameter ................................................................. 62 3.2.2.1 Adipositas .............................................................................................. 63 3.2.2.2 Osteoporose ........................................................................................... 63 4 Diskussion ............................................................................................................... 66 5 Zusammenfassung .................................................................................................. 74 6 Summary ................................................................................................................. 75 7 Abkürzungsverzeichnis ......................................................................................... 76 8 Literaturverzeichnis .............................................................................................. 77 9 Anhang .................................................................................................................... 92 10 Abbildungsverzeichnis ........................................................................................... 93 11 Tabellenverzeichnis ................................................................................................ 99 13 Danksagung .......................................................................................................... 100 Einleitung 1 1. Einleitung 1.1 Bedeutung von Pedikelschrauben und Fragestellung Die Indikationen für die Stabilisierung von Wirbelsäulenabschnitten durch Implantation eines Pedikelschraubensystems sind zahlreich und reichen von degenerativen Erkrankun- gen, wie z.B. degenerativer Instabilität (Pseudospondylolisthesis), Wirbelkanalstenose mit der Notwendigkeit einer operativen Dekompression, Pseudarthrose, osteoporotischen Frakturen, über Traumata bis hin zu onkologischen Erkrankungen, wie primäre Knochen- tumoren oder osteolytischen Metastasen, um nur einige zu nennen. Eine häufige und schwerwiegende Komplikation nach Implantation von Pedikelschrau- ben, die den Operationserfolg zunichte machen und eine operative Revision erfordern kann, ist deren Lockerung oder Ausriss aus der Knochensubstanz. Ursächlich kann beispielsweise eine Reduktion der Knochensubstanz sein, die eine se- kundäre Lockerung der Pedikelschrauben oder ein Herauswandern der Schrauben aus dem Wirbel begünstigt. [8] Es können aber auch Faktoren ursächlich sein, die in Form und Größe der Schrauben, dem Ort ihrer Platzierung und der operativen Technik begrün- det sind. Die Rate der Pedikelschraubenlockerungen liegt zwischen weniger als 1 Prozent bis zu 15 Prozent nach thorakolumbaler Stabilisierung mit einem starren System. Bei der Be- handlung mit einem dynamischen System liegt die Lockerungsrate mitunter noch höher. Bei osteoporotischen Patienten, die mit einem starren System behandelt wurden, beträgt die Lockerungsrate bis zu 60%. [35] Dies führt uns zu den Fragestellungen dieser Disser- tationsarbeit: Welche Faktoren beeinflussen die Auszugsfestigkeit von in der BWS und LWS an- gebrachten Pedikelschrauben in Hinblick auf schraubenbezogene Parameter (Ma- terial, Oberfläche, Konstruktionsprinzip =„Design“), patientenbezogene Parameter (Erkrankungen, Stoffwechsel, Knochenqualität, Lebensumstände, Belastungen) und operationsbezogene Parameter (Indikation, Operationstechnik, Implantat- wahl)? Welche Voraussetzungen sollte eine Pedikelschraube erfüllen, um möglichst resistent gegen Lockerung und Ausreißen zu sein? Einleitung 2 1.2 Aufbau der Wirbelsäule Die Wirbelsäule gliedert sich in die Abschnitte Halswirbelsäule, Brustwirbelsäule, Len- denwirbelsäule, Kreuzbein und Steißbein. Der Mensch verfügt über sieben Zervikalwir- bel, zwölf Thorakalwirbel, fünf Lumbalwirbel, fünf verschmolzene Sakralwirbel und drei bis fünf ebenfalls verwachsene Steißwirbel. Die Wirbelsäule bildet vier Krümmungen, die insgesamt doppel-S-förmig verlaufen. Diese werden als Zervikallordose (Lordose: Krümmung nach ventral konvex), Thorakalkyphose (Kyphose: Krümmung nach dorsal konkav), Lumballordose und Sakralkyphose bezeichnet. Die Wirbelsäule setzt sich zu- sammen aus den Wirbeln (Vertebrae), den Zwischenwirbelscheiben (Disci intervertebra- les) und verschiedenen Bändern. Die Wirbel sind über 23 Synchondrosen miteinander verbunden; mit Ausnahme der beiden Halswirbel Atlas und Axis, welche mittels Diarth- rosen verbunden sind. 1.3 Aufgabe der Wirbelsäule Die Wirbelsäule leitet das Gewicht von Rumpf, Kopf, Hals und Armen auf das Becken und die Beine weiter und übt eine Stützfunktion aus. Sie ermöglicht die Beweglichkeit des Rumpfes um drei Achsen (Ventralflexion/Dorsalextension, Lateralflexion, Rotation) und bietet als elastische Achse auch die Grundlage für die Fortbewegung mittels der Ext- remitäten. Gleichzeitig wirkt sie stoßdämpfend durch ihre doppel-S-förmige Krümmung und die zwischen den Wirbeln liegenden viskoelastischen Bandscheiben und schützt so- mit vor allem das Gehirn und die untere Extremität vor Erschütterungen durch axiale Stoßbelastungen. Zudem schützt die Wirbelsäule das im knöchernen Spinalkanal liegende Rückenmark und die darin verlaufenden Spinalnerven. Auf segmentaler Ebene sind zu- dem Translationsbewegungen (vor, zurück, seitlich, axial) möglich, die fast immer in Kombination mit den anderen Bewegungen erfolgen. 1.4 Aufbau eines Wirbelkörpers Der Wirbel setzt sich aus dem Wirbelkörper (Corpus vertebrae), dem Wirbelbogen (Arcus vertebrae), sowie den Wirbelbogenfortsätzen (Processus arcus vertebrae) zusammen. Ins- gesamt gibt es 7 Wirbelbogenfortsätze - einen Processus spinosus, zwei Processus trans- versi und jeweils zwei Processus articulares superiores und inferiores. Die Wirbelkno- chen werden den Ossa irregularia zugeordnet. Sie haben eine zylinderartige Form und sind somit für axiale Druckbelastungen ausgelegt. Prinzipiell besteht Knochen aus der unter dem Periost liegenden Substantia corticalis und der innen liegenden Substantia Einleitung 3 spongiosa. [3] [73] Die Kortikalis umgibt zylinderartig die Wirbelkörper, um axiale Las- ten aufnehmen zu können. Auf den kranialen und kaudalen Wirbelflächen (Grund- und Deckplatte) ist sie hingegen nur als - allerdings sehr kräftige - Kortikalis-Randleiste aus- geprägt. Die innen liegende Spongiosa ist aus horizontalen Zug- und vertikalen Druck- trabekeln aufgebaut, welche sich im rechten Winkel kreuzen. In der Spongiosa findet sich ein großer Teil des roten Knochenmarks. Im Bereich der Endplatten ist die Spongiosa verdichtet und bildet siebartige Poren, in denen Glomerula-ähnliche Strukturen dem Stoffaustausch zwischen Markraum und Bandscheiben dienen. Den Endplatten liegt eine etwa 1mm dicke Schicht hyalinen Knorpels auf. Abbildung 1) Exemplarisch Anatomie eines Lendenwirbelkörpers Abbildung mit Genehmigung des Thieme-Verlags veröffentlicht (siehe Anhang) Bei Patienten mit Osteopenie oder Osteoporose sind Dichte und Dicke der Spongiosatra- bekel reduziert, was zu einer Veränderung der Wirbelkörperform führt und eine verrin- gerte Bruchfestigkeit bedeutet. [3] Der Knochen ähnelt durch die Festigkeit und Elastizität von Spongiosa und Kortikalis gewissen Holzwerkstoffen [79], weshalb sich annehmen lässt, dass in den Knochen inse- rierte Schrauben, in diesem Fall Pedikelschrauben, Ähnlichkeiten zu bestimmten Holz- schrauben aufweisen. Die Pedikeldurchmesser werden von T1 nach L5 kontinuierlich größer. Scoles et al. ha- ben 1988 eine Studie an 50 Leichenwirbelsäulen, bereitgestellt durch das Cleveland Mu- seum of Natural History, publiziert, je zur Hälfte weiblichen und männlichen Geschlechts mit einer Altersspanne zwischen 20 und 40 Jahren. Scoles et al. stellten fest, dass sowohl der minimale, als auch der maximale Pedikeldurchmesser von T1 nach L5 zunehmen. Bei den Frauen betrugen die Mittelwerte bei T1 minimal: 6,4mm und L5 minimal: 10,2mm; bei den Männern T1 minimal im Mittel: 7,3mm und L5 minimal: 9,7mm. Der maximale Einleitung 4 Pedikeldurchmesser betrug im Mittel bei den Frauen bei T1 8,4mm und bei L5 18,5mm. Bei den Männern durchschnittlich bei T1 9,2mm und bei L5 16,2mm. Auch wenn es ver- einzelte Ausreißer gibt (so ist beispielsweise der durchschnittliche minimale Pedikel- durchmesser von T3, T6 und T9 kleiner als der von T1), ist insgesamt festzustellen, dass sich der Pedikeldurchmesser von T6 nach L5 vergrößert. [103] Abbildung 2) Minimaler und maximaler Pedikeldurchmesser Auch die Länge der Pedikelachse nimmt in beiden Probandengruppen durchschnittlich von T1 bis L5 zu (auch wenn sie von T12 bis L5 im Vergleich zu T9 wieder abnimmt). [103] Ebenso nimmt in beiden Gruppen die Wirbelkörperhöhe von T1 nach L5 zu, und auch der anterior-posteriore Durchmesser der Wirbelkörper. Der transversale Wirbelkörper- durchmesser nimmt in der männlichen Gruppe von T1-L5 kontinuierlich zu, bei der weib- lichen Gruppe im Prinzip auch, mit einem Ausreißer (Verkleinerung des Durchmessers) bei T3. Der transversale Pedikelwinkel ist am größten auf Höhe von T1 mit einer Spannbreite von 13-36 Grad bei Männern und 20-32 Grad bei Frauen. Am kleinsten ist er bei T9 mit 7-11 Grad in der männlichen Gruppe und 8-15 Grad bei der weiblichen. Bis L5 steigen die Winkelwerte dann wieder an, auf Mittelwerte von 23,1 Grad bei den Männern und 24,1 Grad bei den Frauen. [103] Einleitung 5 Thorakale PS werden klassischerweise direkt unter dem oberen Wirbelgelenk konvergie- rend eingebracht. Der Insertionspunkt befindet sich auf einer senkrechten, durch die late- rale Kante des oberen Gelenkfortsatzes gezogenen Linie. Dort wo sich diese senkrechte mit einer horizontalen, durch die Querfortsatzbasis verlau- fenden Linie kreuzen würde, liegt im klassischen Fall der Insertionspunkt für lumbal an- zubringende PS. Auch diese werden konvergierend zueinander eingebracht. [16, 112] Abbildung 3) Insertionspunkte Pedikelschrauben Wichtig für die Wahl der optimalen Größe einer PS ist es, die individuellen anatomischen Gegebenheiten zu berücksichtigen. Einerseits sollte man versuchen, eine maximale Kon- taktfläche zwischen Schraube und Knochen zu erzielen, andererseits sollte durch die PS jedoch nicht die Kortikalis der Pedikel, Wirbelkörper oder Wirbelbögen perforiert wer- den. Die Länge der Schraube sollte demnach so gewählt werden, dass sie nicht die Ge- genkortikalis durchbricht, und ihr Durchmesser sollte geringer bleiben, als der kleinste Querschnitt des Pedikels. Eine Ausnahme stellt die geplante bikortikale Fixierung einer Schraube dar (s. weiter unten). [34] 1.5 Auf die Wirbelsäule einwirkende Kräfte Der anteriore Teil der Wirbelsäule besteht aus den Wirbelkörpern, Bandscheiben und dem vorderen Bandapparat und ist – ebenso wie die Facettengelenke - einwirkenden Kräften passiv ausgesetzt, während die autochthone, aber auch die gesamte auf die Wirbelsäule einwirkende Muskulatur und die elastischen dorsalen Ligamente als aktive Elemente die- nen. [25] Durch die Bandscheiben und die Facettengelenke wird den Wirbeln ein Bewegungsaus- maß über drei Achsen sowie Translation in drei Ebenen ermöglicht. [12] Der dorsale An- teil der Wirbelsäule sichert über seine zuggurtende Wirkung die Balance der Wirbelsäule. Einleitung 6 Auf den anterioren Teil der Wirbelsäule, der in Ruhe 80% der Gesamtlast trägt, wirken hauptsächlich Druckkräfte ein, während auf den dorsalen Anteil, der folglich nur 20% der Gesamtlast trägt, vor allem Zugkräfte wirken. Auf die gesamte Wirbelsäule wirken neben den Druck- und Zugkräften auch Torsions- und Scherkräfte und deren Kombinationen ein. [25] Rohlmann et al [93] haben untersucht, wie sich Belastungen durch die Muskelkraft auf einen Fixateur interne auswirken. Da Tonus und Kontraktionen der Rücken- und Bauch- muskulatur auch in liegender Position zu einer Erhöhung der Belastung führen, wirken also selbst im ruhenden Zustand mechanische Kräfte auf die Wirbelsäule ein. [42] Die menschliche Wirbelsäule erfährt laut Kostuik et al. etwa 1-3 Millionen Lastwechsel im Jahr. [59] Laut Herzig [42] beträgt die Frequenz der Wechsel hierbei durchschnittlich 1-5 Hertz; naturgemäß bestehen interindividuell z.T. erhebliche Unterschiede. Ledet et al. implantierten für ihre Studie zwei Pavianen Cage-Implantate mit Messsenso- ren in die Bandscheibe zwischen LWK 4 und 5 und maßen Belastungen bis zum 2,8- fachen des Körpergewichtes. [63] Laut Weinstein et al. und Hirano et al. machen die thorakalen und lumbalen Pedikel un- gefähr 60% der Fixierungsstärke aus; die Spongiosa in den Wirbelkörpern weitere 15- 20% und der Halt im anterioren Cortex 20-25%. [44, 121] Wilke et al. beschreiben in einer Veröffentlichung von 1999 die Implantation eines Drucksensors mit einem Durchmesser von 1,5mm in den Nukleus pulposus einer nicht- degenerierten Bandscheibe zwischen LWK 4 und 5 bei einem 45-jährigen, 70 kg wiegen- den, männlichen Probanden. Der Druck wurde über einen Zeitraum von 24h gemessen. Der Proband nahm währenddessen unterschiedliche Positionen ein und führte verschie- dene Tätigkeiten durch. So wurde der Druck zum Beispiel erfasst während des Sitzens auf einem Stuhl ohne Armlehnen, einem mit Armlehnen oder einem Pezziball, sitzend in maximaler Flexion und entspannt sitzend, während des entspannten Stehens sowie des vornübergebeugten Stehens, während des Niesens, Gehens, Rennens, Treppensteigens, Lachens, während des Hebens von Lasten (mit gebeugtem Rücken, mit gebeugten Knien und körpernah), im Schlaf (in Bauch-, Rücken- und Seitenlage liegend) und anderen Tä- tigkeiten. In Rückenlage liegend mit leicht flektierten Beinen (und hoch- sowie nicht hochgelager- ten Beinen,) erzeugte bei dem Probanden einen geringeren Druck als mit ausgestreckten Beinen. Der Wechsel von einer liegenden Rücken- in die Seitenlage erhöhte den gemes- senen Druck von 0,10 auf 0,12 MPa, während er sich beim Wechsel in eine Bauchlage Einleitung 7 wieder verringerte (0,11 MPa). Bei einer den Oberkörper unterstützenden und auf den Ellenbogen abstützenden Position, wie beispielsweise beim Lesen in Bauchlage, wird die Wirbelsäule gestreckt und der gemessene Druck verdoppelte sich auf etwa 0,25 MPa. Beim Sitzen wurde der geringste Druck während des entspannten Sitzens auf einem Stuhl mit normaler Rückenlehne gemessen (0,45 bis 0,50 MPa). Bei aktivem Strecken stieg dieser auf 0,55 MPa an. Bei einem Vornüberbeugen ohne Unterstützung durch die Arme betrug der gemessene Druck 0,83 bis 0,90 MPa, bei einem Vornüberbeugen mit Abstüt- zen auf den Ellenbogen betrug der gemessene Druck 0,43 MPa. Der Druck sank ab, je tiefer der Proband in einem Stuhl mit Rücken- und Armlehnen zurücksank (bis auf ein Minimum von 0,27 MPa), trotz der Flexion des Rückens. Die gemessenen Ergebnisse wurden mit Daten von Nachemson von 1960 verglichen. Zu- sammenfassend lässt sich sagen, dass die verglichenen Daten insgesamt miteinander kor- relieren, mit Ausnahme der Messwerte im Sitzen und Stehen sowie zwischen den einzel- nen liegenden Positionen. Die Unterschiede lassen sich vermutlich durch die verschiede- nen Drucksensoren erklären. Es lässt sich schlussfolgernd annehmen, dass der intradis- kale Druck im Sitzen tatsächlich geringer ist als im aufrechten Stehen, dass Muskelakti- vität den Druck erhöht und dass ein regelmäßiger Positionswechsel wichtig ist für die Flüssigkeitsversorgung der Bandscheibe. [130] 1.6 Allgemeine Schraubenlehre Aufbau einer gewöhnlichen Schraube: Eine Schraube besteht aus Gewinde und Schrau- benkopf. Es existieren zahlreiche verschiedene Gewinde- und Schraubenkopfformen. Es werden auch Teilgewindeschrauben verwendet. Für die Charakteristika einer Schraube sind ihre Maße, aber auch Steigung, Tiefe und Form des Gewindes ausschlaggebend. Die Gewindesteigung ist meist für das jeweilige Schraubenmodell genormt. [129] Die Ge- windesteigung meint hier den Abstand von zwei Gewindetälern eines Gewindes (achsen- parallel gemessen) und beschreibt damit den Weg, den eine Schraube bei einer Umdre- hung in axialer Richtung zurücklegt. [117] Die Länge einer Schraube ergibt sich aus dem Gewinde und dem Schaft ohne den Schrau- benkopf. Je nachdem, wofür die Schrauben genutzt werden, unterscheiden sie sich in ihrem Mate- rial und ihrer Form (zylindrisch / konisch). Abhängig davon, in welchem Material sie greifen sollen, sind sie mehr oder weniger scharfkantig und teilweise selbstschneidend. Der Gewindekanal entsteht durch Verdrängung des zu verschraubenden Materials. [76] Einleitung 8 Diese Verdrängung ist geringer oder entfällt ganz, wenn der Gewindekanal mit einem Gewindeschneider vorgeschnitten wird. Bei einigen Schrauben ist die Verwendung eines Gegenstückes ("Mutter") vorgesehen. Jeder Schraubenkopf ist mit einer bestimmten geometrischen Form (Kreuz, Schlitz, Sechskant etc.) versehen, über welche man mittels spezifischer Werkzeuge (Drehmo- mentschlüssel, Schraubendreher etc.) die Schraube eindrehen und mit einem bestimmten Eindrehmoment (torque of insertion, insertion torque, IT) festziehen kann. [129] Einige Schrauben sind auch zusätzlich beschichtet (z.B. galvanisch, nicht-elektrolytisch usw.), um bestimmte Oberflächeneigenschaften zu erzielen. [118] Beim Anziehen der Schraube entsteht eine axiale Dehnung der Schraube. Die Vorspann- kraft ist die Kraft, welche beim Eindrehen der Schraube aufgebracht wird. Sie setzt sich zusammen aus Klemmkraft, Betriebskraft (die statischen/ dynamischen Kräfte, die auf die Schraube einwirken) und Vorspannkraftverlust. Als Klemmkraft wird die Kraft de- finiert, die nach der Montage zwischen den einzelnen Werkteilen wirkt. Ein Großteil der Vorspannung geht aber im Gewinde / unter dem Schraubenkopf verloren, und nur ein kleiner Anteil des Eindrehmoments wird tatsächlich als Vorspannung umgesetzt. Die Vorspannkraft ist abhängig von der Art der Schraube (lang, kurz, hart, weich, Ge- windeform und -tiefe), dem Verfahren, das zum Anziehen gewählt wird und dessen Streu- ung und Reibung. Die Streuung variiert je nachdem, mit welcher Methode und welchem Werkzeug die Schraube angezogen wird - manuell mit einem Gabel- oder Ringschlüssel entsteht beispielsweise eine wesentlich höhere Streuung als bei einer Schraube, die er- wärmt eingebracht wird. [48] Unter bestimmten Voraussetzungen kann sich die Schraube ungewollt lösen - manche Werkstoffe sind z.B. nicht für die Nutzung bei dauerhaft er- höhter Temperatur geeignet, was Auswirkungen auf die Vorspannung haben kann: Vor- spann- sowie Klemmkraft können relaxieren und somit die Schraubverbindung lösen [13] [41] [45] [89, 113] [119] [124] [126] [127] [133]. Direkt auf die Schraubenverbindungen wirken sog. Querkräfte ein. Diese werden durch den Reibschluss zwischen den ver- spannten Teilen übertragen. [45] Scherung bedeutet, dass durch die Einwirkung entgegengesetzter Querkräfte auf eine parallele Fläche, also z.B. auf die Schraube, eine Schubspannung entsteht, die dann bis zum Abscheren des Werkstoffes führen kann. Die Scherbelastung kann durch von au- ßen oder von innen (z.B. thermisch) wirkende Kräfte entstehen. Resultat ist die Ver- schiebung der Flächen[45, 70]. Richtungswechselnde, wiederholt einwirkende („togg- ling“) Scherkräfte sind besonders geeignet, Schraubenlockerungen zu erzeugen. In http://www.schraubenfibel.de/Grundlagen2.html Einleitung 9 unserem Beispiel der Pedikelschraube kann dies durch Substanzdefekte in der Spongiosa entstehen - durch solche bewegt sich die PS sich bei Belastung um einen bestimmten Drehpunkt herum im Pedikel hin und her. [110] In der Regel werden die Schrauben so gewählt, dass die Scherspannung geringer ausfällt als die Scherfestigkeit. Diese Reserve bezeichnet man als Sicherheitsfaktor. Für manche Verarbeitungen ist die Abscherung allerdings erwünscht. Hier übersteigt die Scherspannung die Scherfestigkeit, ein Sicherheitsfaktor ist nicht mehr gegeben. [22] Die Reibungszahl ist ausschlaggebend für die Vorspannung der Schraube und hängt von dem Material und der Oberflächenbeschaffenheit des Gegenstandes, der verschraubt wer- den soll, der Anziehmethode und dem Anzugsweg (harter oder weicher Schraubfall), der Schmierung und dem Gleitweg ab. [125] [68] [84, 89] Die Losbrechkraft bezeichnet die Kraft, die nötig ist, die Haftreibung zu überwinden. Das tritt z.B. ein, wenn man eine bereits montierte Schraube weiterdreht. Die Haftreibung geht über in eine Gleitreibung und es entsteht das Losbrechmoment. [128] [89] 1.7 Historie der Wirbelsäulenchirurgie / Pedikelschrauben Bereits im alten Ägypten wurden Erkrankungen der Wirbelsäule thematisiert, wie z.B. im Papyrus Edwin Smith (ca. 1550 vor Christus). Erste Berichte über eine Behandlung sol- cher lieferte Hippokrates (460 – 377 vor Christus). Die von Herophilos und Erasistratos durchgeführten Sektionen an Menschenleichen sowie Vivisektionen (3. Jh. v.Chr.) schu- fen den Grundstein für den Fortschritt der Medizin, welcher durch verschiedene nachfol- gende Mediziner geprägt wurde. Anzuführen ist hier beispielsweise Paulos von Aigina (625 – 690 n. Chr.), welcher sich als Pionier für die operative Versorgung verletzter Wir- belsäulen aussprach und diese auch selbst durchführte. Zudem testete er die neurologi- schen Auswirkungen einer Durchtrennung des Rückenmarks bei Tieren in Bezug zu dem jeweiligen Segment. [100] 1891 stabilisierte Hadra eine Luxationsfraktur zwischen den HWK 6 und 7 mittels Zug- gurtung, indem er einen Draht achtförmig um die Dornfortsätze der Wirbelkörper wi- ckelte. [33, 43] Weiterhin essentiell für den Fortschritt der Wirbelsäulenchirurgie war 1895 die Entde- ckung der Röntgenstrahlung durch Conrad Röntgen. [88, 107] Seit 1940 wurde die Fixierung mittels Wirbel- und Pedikelschrauben entwickelt und hat seitdem zunehmend an Bedeutung gewonnen. Sie sorgt für eine sofortige Stabilität und starre Immobilisierung, ohne weitere Bewegungssegmente zu immobilisieren, wie es Einleitung 10 beispielsweise bei anderen Instrumentationen nach Harrington oder Luque (siehe unten) der Fall ist. [51] 1944 fand erstmalig durch King eine lumbosakrale Facettengelenksver- schraubung von LWK5 mit dem Kreuzbein statt (1948 publiziert) mit zusätzlicher Kno- chenspananlagerung. [15, 31, 43, 51, 56] 1946 entdeckten Edward M. Purcell und Felix Bloch die NMR (=nuclear magnetic resonance). Nach Weiterentwicklung durch Lauter- bur und Mansfield, wird die MRT seit den 80er Jahren zur Schnittbildherstellung ge- nutzt. [75]. 1948 haben King sowie 1952 Wilson und Straub die Dornfortsätze mit Platten verschraubt, was mehr Stabilität auch bei Scher- und Kompressionsbewegungen erzielte. [56] Boucher erkannte 1959, dass man die Schrauben auch transpedikulär anbringen könnte. [15, 43, 51] Harrington entwickelte 1962 den s.g. Harrington-Stab zur Durchfüh- rung von Spondylodesen bei Wirbelsäulenverkrümmungen (Skoliosen). Er begradigte da- mit durch eine starre Fixierung mittels Kompressionsstäben und Haken über vier oder mehr Segmente von dorsal die Wirbelsäule. [56, 98, 99] Seit 1963 nutzte Roy-Camille Bouchers Technik zur transpedikulären Schraubenanlage. [43, 51, 56, 109] 1970 präsen- tierte Roy-Camille dann die transpedikuläre, dorsale Befestigung eines Plattensystems in der LWS. [43, 51, 101] 1971 wurde das erste Computertomographie (CT) - Gerät in Eng- land errichtet. Hierfür erhielten Cormack und Hounsfield 1979 den Nobelpreis. [105] Auch das 1975 von Luque entwickelte Stabilisierungssystem wurde von dorsal einge- bracht, war im Vergleich zu dem Harringtonstab aber ein riskanteres Verfahren, aus dem häufiger neurologische Schäden resultierten [98]. 1984 publizierte Magerl eine Methode, die er seit 1977 entwickelt hatte. Dabei handelte es sich um einen Fixateur externe, wel- cher aus translaminären Facettengelenksschrauben und einer verbindenden, justierbaren Einheit bestand. [51, 69, 99] Magerl, Dick und Kluger entwickelten diesen weiter zu ei- nem Fixateur interne, durch welchen nur noch zwei Segmente immobilisiert werden mussten, und publizierten dies 1985. [29, 99] 1989 veröffentlichte auch Jacobs gute Er- gebnisse mit Magerls Technik. [49, 51] Der Einsatz der transpedikulären Verschraubung bei Wirbelfrakturen nahm in den 90er Jahren immer weiter zu [99]. Wichtig war die Entwicklung der thorakoskopisch gesteu- erten ventralen Plattenspondylodese (1996 bis 1998 100 Operationen; zusätzlich wurden 66 Patienten dorsal mittels Fixateur interne stabilisiert). [6] 1.8 Übersicht über die OP-Methoden Die dorsale Instrumentierung findet in Bauchlage statt und kann offen oder perkutan durchgeführt werden. Die PS werden transpedikulär eingebracht und durch Längsstäbe miteinander verbunden. Bei langstreckiger, mehrsegmentaler Instrumentierung können Einleitung 11 über geeignete Instrumente bei Bedarf durch Kompression, Distraktion oder Reposition Stellungskorrekturen erzielt werden. Ggfs. werden die „Längsträger“ durch eine oder mehrere Querstreben zur Erhöhung der Rotationsstabilität verbunden. [10, 16, 38, 120] Die minimiert offene ventrale Technik wird entweder auch in Bauchlage (Versorgung T6-L2) oder in Seitenlage (Versorgung L2-L4) [10, 38, 120] durchgeführt. Auch eine klassisch offene ventrale Instrumentierung ist möglich. [10] Ebenfalls zur Anwendung kommt die kombinierte, dorsoventrale Instrumentierung. [10, 11, 38, 57] Man operiert entweder mit Navigation (2D-navigiert [123], ISO-C-3D [58], Bildwandler [123], CT [86, 91, 123], Roboter-assistiert, Pedikelneuromonitoring [32], fluoroskopisch [86, 91, 123], elektromagnetisch) oder nicht navigiert [87, 123] / Freihand-Technik [86]. Für die Insertion einer PS kann der Operateur sich die zu eröffnende Stelle über einen Spickdraht markieren und anschließend mittels Röntgen dessen Lage überprüfen. [16] Danach wird über eine Pedikeleröffnungsahle die Kortikalis geöffnet [112] und mit ihr oder einer Vertiefungsahle durch den Pedikel in Richtung Wirbelkörper präpariert. Ent- weder über das an die Ahle angeschlossene Neuromonitoring oder über eine Tastsonde wird die Intaktheit der Pedikelwandung gesichert. Mit Hilfe eines Tiefenmessgeräts kann die Tiefe des entstandenen Kanals und somit die Länge der zu verwendenden Schraube bestimmt werden. [16, 112] Entweder verwendet der Operateur anschließend eine selbst- schneidende Schraube (siehe unten) oder er muss mit einem Gewindeschneider die Ge- windegänge vorschneiden. [16, 106] Die PS können entlang unterschiedlicher Wege (anatomischer, gerader oder kortikaler Weg) im Pedikel und Wirbelkörper (WK) verankert werden. [16, 64, 95] Bei dem anato- mischen und geraden Weg werden die Schrauben konvergierend inseriert, beim kortika- len Weg divergierend. [16] Bei dem anatomischen Weg werden die PS entsprechend der anatomischen Verhältnisse mit einer Inklination von 22 Grad in cephalokaudaler Rich- tung eingebracht; bei dem geraden Weg parallel zu der Deckplatte des Wirbelkörpers. [16, 64, 95] Sowohl die Kortikalis als auch die Spongiosa werden beim anatomischen und geraden Weg perforiert. Die auf kortikalem Weg eingebrachte Schraube greift vorwie- gend in der Kortikalis. Die Kortikalisschraube ist von kürzerer Länge und kleinerem Durchmesser. [95] Die PS werden von weiter medial und in kaudo-kranialer Richtung inseriert. [16, 95] Einleitung 12 Abbildung 4) Verschiedene Insertionswege 1: Anatomischer Weg, 2: Gerader Weg, 3: Kortikaler Weg Man kann Pedikelschrauben uni- oder bikortikal, also durch den Wirbelkörper hindurch bis in den anterioren Kortex, fixieren. Die bikortikale Fixierung soll die Ausreißfestigkeit erhöhen, findet aber nur in besonderen Fällen oder am Sakrum ihre Anwendung. [106] Mehr dazu im Hauptteil. Weiterhin wichtig für die Ausreißfestigkeit ist die Wahl des Insertionswinkels. Patel et al. haben dafür in einer Studie PS mit Winkeln zwischen 0 und 40 Grad in Knochener- satzmodelle eingebracht, die gesunden, osteoporotischen und schwerwiegend osteoporo- tischen Knochen imitierten. Die Ergebnisse dieser Studie werden im Hauptteil diskutiert. [85] Am Beispiel einer Schraubeninsertion in LWK 5 erklären Blattert et al, dass durch Ein- bringen der PS von weiter lateral und damit Vergrößerung der Konvergenz auf 10-15 Grad eine bis zu 15mm längere Schraube gewählt werden könne. [9] Bei reduzierter Knochenqualität üblich ist auch die Zementaugmentation mit PMMA; Eingesetzt werden auch Biokeramiken wie Hydroxylapatit, Kalziumdi- und Kalzium- triphosphat, deren Vor- und Nachteile im Hauptteil diskutiert werden. [10, 106] Für die Verwendung von Knochenzement nutzt man fenestrierte (Augmentation über die Schraube) und nicht-fenestrierte Schrauben nach vorheriger Augmentation mittels Verte- broplastie [10, 106] oder mittels Kyphoplastie [38, 106]). Einleitung 13 Chen et al. fanden heraus, dass es für die Ausreißfestigkeit der zementaugmentierten PS keinen signifikanten Unterschied machte, wenn sie während der Schraubenplatzierung Nachjustierungen von Umdrehungen bis zu 360 Grad ausgesetzt waren. Hier war der Ze- ment allerdings noch nicht ausgehärtet; das Zurückdrehen erfolgte 4 Minuten nach Injek- tion des Zementes. [17] Versuchte man dies allerdings nach der Insertion der PS mit aus- gehärtetem Zement, so hatte dies einen nachteiligen Effekt auf die Auszugsfestigkeit. [17, 106] Weiterhin wichtig ist die Wahl der optimalen Knochenzementmenge. Hierfür brachten Paré et al. an sieben osteoporotischen Wirbelsäulen jeweils eine Standard-PS und eine fenestrierte PS mit PMMA-Zementaugmentation in jedem Wirbelsäulenabschnitt von T7-L5 an. Dafür injizierten sie per Zufallsprinzip drei verschiedene Volumina: in der BWS 0,5cc, 1,0cc und 1,5cc und in der LWS 1,5cc, 2,0cc und 2,5cc. Die maximale Aus- reißkraft wurde thorakal mit 1,0cc erzielt und lumbal mit 1,5cc. [83] Eine Stabilisierung mittels PS kann mit einer dorsalen oder dorsolateralen Knochenspa- nanlagerung [11, 57, 120] oder auch mit einer Spongiosaplastik kombiniert werden. [57] 1.9 Übersicht über die Pedikelschraubensysteme Je nach Indikation und Implantatsystem können Pedikelschrauben mit unterschiedlichen Längsträgern, wie Platten oder Stäben miteinander verbunden werden. [42, 94, 106] Zu- dem nutzt man optional Querträger und Querverbindungsbacken sowie Pedikel-, Lamina- oder Querfortsatzhaken. [94, 112] Laminahaken werden vorwiegend im HWS- und BWS-Bereich verwendet, wenn es auf- grund einer geringeren Pedikelgröße unsicher wäre, eine PS zu verwenden. Laminahaken werden am äußeren Kortikalisrand der Lamina angebracht. Bei osteoporotischem Kno- chen kann die Verwendung von Laminahaken gegenüber der PS vorteilhaft sein, da die Spongiosa bereits in früheren Osteoporose-Stadien mehr an Festigkeit verloren hat als die Kortikalis. Ein sich hieraus ergebender Nachteil kann sein, dass sich ein Versagen der Laminahaken in Knochenfrakturen äußern könnte, während ein PS-Versagen nicht not- wendig zu Frakturen führen muss. [23, 106] Man differenziert zwischen Pedikelschrauben mit starrer (monoaxialer) und beweglicher (polyaxialer) Verbindung zum Kopf der Schraube. „Monoaxiale“ Schrauben erfordern die Anpassung der Längsträger an die Position der Schraubköpfe. Es kann aber auch eine Reposition des mit Schrauben versorgten Wirbels an den Längsträger erwünscht sein. Daher werden monoaxiale Schrauben bevorzugt eingesetzt, wenn stärkere Einleitung 14 Krafteinwirkungen auf die Schrauben erwartet werden, so etwa bei langstreckigen Kor- rekturspondylodesen bei Deformitäten (z.B. Skoliosen). [30, 80] Polyaxiale Schrauben besitzen ein Gelenk zwischen Schraubenkopf und Schrauben- schaft, das dem Kopf eine Beweglichkeit in vorbestimmtem Umfang erlaubt. Dadurch ist es einfacher, auch bei mehrsegmentalen Versorgungen die Längsträger mit den Schrau- benköpfen zu verbinden, selbst wenn die Schrauben nicht ideal fluchten. Polyaxiale Schrauben lassen sich während der Operation ebenfalls über den Schraubenkopf nachjus- tieren, sofern das am Schraubenkopf angebrachte Setzinstrument die Beweglichkeit des Kopfes gegen den Schaft blockiert. [96] [30] Der Längsträger wird mittels einer Madenschraube (i.d.R. mit einem Drehmoment- Schraubendreher) fest im Kopf der Schraube verpresst und blockiert dadurch die Beweg- lichkeit des Kopfes gegen den Schaft. Die hierbei auftretenden Kräfte führen bei zahlreichen Schraubsystemen durch hohe Flä- chenpressungen und hohe Oberflächengüte zu Verformungen im Schraubengelenk („Kaltverschweißung“). Dies soll eine nachträgliche Beweglichkeit unter Lasteinwirkung verhindern. [77, 90] Mehr zu den mono- und polyaxialen PS im Hauptteil. Man unterscheidet kanülierte und nicht kanülierte Pedikelschrauben. Kanülierte Schrau- ben ermöglichen Techniken, wie sie vor allem bei navigierter oder semirobotischer Schraubeninsertion Anwendung finden. [28] Hierbei wird zunächst unter Navigationsun- terstützung oder unter Durchleuchtung ein dünner Kirschner-Draht (K-Draht, z.B. 1,2mm Ø) perkutan und transpedikulär entlang des geplanten Bohrkanals bis in den Wirbelkörper eingebracht. Über diesen K-Draht kann dann mit einem – ebenfalls kanülierten – Gewin- deschneider das Gewinde vorbereitet werden. Über den immer noch liegenden K-Draht wird dann die Schraube geführt und mit Hilfe eines kanülierten Schraubendrehers in das Gewinde eingedreht. Sobald die Schraube gut im Pedikel greift, wird der K-Draht zu- rückgezogen, und die Schraube vollends bis zur vorgesehenen Tiefe eingebracht. [10, 26, 72, 90] Zur Zementaugmentation bevorzugt man kanülierte und fenestrierte Schrauben, wobei ein zentrales Bohrloch und seitliche Öffnungen zum Zementaustritt dienen. [27, 52] Zu- dem gibt es Pedikelschrauben mit radialen Bohrlöchern (beispielsweise 1 Bohrloch pro zwei Gewindesteigungen), was die Integration von Knochen und Schraube verbessern soll. [27] Einleitung 15 Abbildung 5) Unterschiedliche Pedikelschrauben A: Kanülierte Pedikelschraube, B: Doppeltes Gewinde und "dualer Kern" (zwei unter- schiedliche Kerndurchmesser), C: Einfache PS Eine Alternative zu den kanülierten Schrauben stellen expandierbare Pedikelschrauben dar. Diese können unterschiedliche Konstruktionsmerkmale haben (z.B. eine unterschied- liche Anzahl expandierbarer Enden). Diese expandierbaren Enden vergrößern den dista- len Durchmesser der PS, im Gegensatz zu herkömmlichen PS, deren Durchmesser sich nicht oder nur kontinuierlich im Schraubenverlauf verändert. [27, 106] Einleitung 16 Abbildung 6) Expansionsmechanismus der expandierbaren PS Lin et al. publizierten 2003 eine Studie über eine PS, die mit einer Hülle mit vier expan- dierbaren Flügeln (expandierfähiger Radius von 5mm) gemeinsam inseriert wird und dann mittels einer externen Vorrichtung aufgespannt und im Knochen verankert wird. Die Ergebnisse werden im Hauptteil angeführt. [67] Je nach Indikation werden unterschiedliche Schraubengewinde verwendet, die in sym- metrische und asymmetrische Formen unterteilt werden. Als symmetrische Gewinde füh- ren Kafchitsas et al. das Trapez ("square")- und Spitzgewinde ("V-shaped") an; als asym- metrisches das Sägezahngewinde. Die symmetrischen Gewindeformen unterscheiden sich anhand ihres Flankenwinkels (bei Kafchitsas et al. Trapezgewinde 30 Grad, Spitzge- winde 60 Grad [52]; bei Thomas M. Shea et al. durch andere Winkelgrößen [106]) von- einander. Das Sägezahngewinde ("buttress") verläuft asymmetrisch mit unterschiedlichen Flankenwinkeln. [52, 60] Abbildung 7) Verschiedene Gewindeformen Einleitung 17 A: Trapezgewinde ("square shape"), B: Sägezahngewinde ("buttress shape") und C: Spitzgewinde ("V-shaped") Je nach zu verschraubendem Material werden unterschiedliche Gewindearten favorisiert. In weichem Gewebe würde man eher eine Schraube mit großem Gewinde und höherer Gewindesteigung verwenden. Wenn die Größe der zu verwendenden Schraube durch die Pedikelgröße limitiert ist, würde man in dem festeren Gewebe ein kleineres Gewinde mit geringerer Steigung präferieren. [106] Zusätzlich gibt es Schrauben mit ein- oder doppelgängigem Gewinde. [27, 106] Generell werden Pedikelschrauben je nach Indikation und abhängig davon, wie weit sie in die Wir- belkörper eingebracht werden sollen, in unterschiedlichen Längen gefertigt. [106] Die Pedikelschrauben können einen konischen, zylindrischen oder dualen Kern besitzen. [27, 106] Eine konische Schraube entspricht ungefähr der elliptisch geformten und sich nach anterior verjüngenden Pedikelform. [106] Große Bedeutung hat der Kerndurchmes- ser im Verhältnis zum Außendurchmesser der Pedikelschraube. Erhöht man beispiels- weise den Durchmesser des Schraubenkerns, ohne den Außendurchmesser der Schraube zu vergrößern, so verringert sich der Anteil des Knochenmaterials zwischen dem Kern und dem Außendurchmesser und damit der FOA (flank overlap area, meint die Fläche zwischen den Gewindegängen). [27, 106] Hsu et al. vergleichen in einer Veröffentlichung von 2005 konische mit zylindrischen PS bezogen auf ihre Ausreißfestigkeit. Dafür verwendeten sie Polyurethanschaum mit zwei verschiedenen Dichten (0.32 und 0.16gm/cm3). Die Ergebnisse dazu werden im Hauptteil erörtert. [46] Abbildung 8) Unterschiedliche PS 1.: Zylindrisches Gewinde und zylindrischer Kern, 2.: Zylindrisches Gewinde und konischer Kern Einleitung 18 Abbildung 9) Generelles zur Geometrie der Pedikelschrauben Kim et al. haben in einer Publikation von 2012 anhand von 9 verschiedenen PS den Ein- fluss unterschiedlicher innerer und äußerer Kerne (konisch oder zylindrisch) und der Ge- windeform auf die Auszugsfestigkeit aus verschiedenen, standardisierten Polyurethan- schäumen untersucht. Wie sich die unterschiedlichen OP-Methoden und verschiedenen Pedikelschraubensysteme auf die Ausreißfestigkeit der Pedikelschrauben auswirken, wird im Hauptteil erörtert. [54] Zudem variieren die Materialien, aus denen die Pedikelschrauben gefertigt werden. Chris- tensen et al. verglichen PS aus rostfreiem 316L Stahl mit Titan-legierten PS. Hierfür wurde Ti-6A1-4V verwendet, was eine gängige Titanlegierung zu sein scheint (Titan- Aluminium-Vanadium Knetlegierung). Sie resümieren, dass Titan stressreduzierender wirkt, indem es eine größere Flexibilität aufweist als Stahl und zudem bioaktiv ist, was die Osteointegration zwischen Knochen und Implantat fördert. Zudem kommt es bei ei- nem Implantat aus Titan zu geringeren Artefakten bei der MRT- und CT-Bildgebung. [20] [106] Einleitung 19 1.10 Anforderungen an die Pedikelschraubensysteme Dick et al. stellten fest, dass es für die Stabilisierung eines thorakolumbalen Wirbelsäu- lenabschnittes relevant ist, dass das Implantat selbst über eine ausreichende Stabilität ver- fügt und fest genug verankert ist, um die einwirkenden Kräfte tragen zu können. Auch bei ausgeprägter Instabilität sollte dies gewährleistet sein. Essentiell sei eine Rekonstruk- tion der Wirbelsäulenanatomie bei möglichst kurzstreckigen, also möglichst wenige Seg- mente einbeziehenden Fixierungen und gewebeverträglichen Implantaten. [42] Welche Last eine Pedikelschraube aufnehmen kann, hängt von Beschaffenheit und Menge des das Gewinde umgebenden Gewebes ab. [106] Da Pedikelschrauben aufgrund täglicher Aktivitäten ständig Bewegungen und Lastwech- seln ausgesetzt sind, unterliegen sie einer "wippenden" Bewegung. Dabei fungiert der Pedikel als Angelpunkt, was dazu führt, dass die umliegende Kortikalis des Wirbelbogens erheblichen Lasten ausgesetzt wird. Paik et al. überlegten, ob das feste Andrehen des Schraubenkopfes gegen den dorsalen, laminaren Cortex durch ein reduziertes Bewe- gungsausmaß zu einer besseren Lastaufnahme und einer größeren Ausreißfestigkeit (POS) führen könnte. Es stellte sich allerdings heraus, dass die POS jener Schrauben, deren Schraubenkopf mit 5mm Abstand vom Cortex inseriert wurden, größer war, als die, welche mit der oben beschriebenen „Hubbing“ genannten Technik inseriert worden wa- ren. Außerdem traten bei der Hälfte der mit der Hubbing-Technik eingebrachten Schrau- ben Frakturen im oberen Facettengelenk oder der Lamina auf, während es bei der Kon- trollgruppe zu keinen Frakturen kam. Alles in allem wurde die Hubbing-Technik als in- adäquat eingestuft. [81, 106] Generell sollten die verbindenden Elemente zwischen den PS steifer sein als die zwischen Schrauben und Knochen auftretenden Kräfte, aber dennoch so wenig steif wie möglich, um postoperativ nicht zu Lockerung zu führen. [42] Material und Methoden 20 2. Material und Methoden Bei dieser Dissertationsschrift handelt es sich um eine Literaturübersicht. Hierzu wurden als Literaturportale unter anderem herangezogen: - Pubmed - NCBI - Google scholar - Uptodate - Springer (Fachzeitschriften wie "Der Unfallchirurg", "Der Orthopäde") - PMC - Publizierte Dissertationsschriften anderer Universitäten - Eref (Thieme) - Verschiedene Fachbücher (z.B. "Duale Reihe Anatomie") - Verschiedene Internetseiten (primär für das Kapitel über herkömmliche Holzschrauben) - ResearchGate Insgesamt wurden 136 verschiedene Quellen herangezogen. Bei der Literaturrecherche wurden zahlreiche unterschiedliche Stichworte verwendet, so zum Beispiel pedicle screw, pedicle screw historic, polymethylmethacrylate augmenta- tion of pedicle screws, pullout strength pedicle screws, CT, MRT, Roentgen, Anatomie Wirbelsäule, cement augmentation pedicle screw, pullout force pedicle screws, pullout resistance pedicle screws, pedicle screw thread, pedicle screw core, expandable pedicle screws, Pedikelschrauben Robotik, pedicle screw navigation, pedicle screw robotic, Computer assisted spine surgery, Osteoporose. Die verwendeten Quellen teilen sich auf in 62 experimentelle Studien, 22 klinische Stu- dien, 7 Literatur Reviews, 25 Fachartikel bzw. Fachbücher, Paper und OP-Anleitungen. Es wurden 20 Internetseiten für die Recherche über herkömmliche Holzschrauben und die allgemeine Schraubenlehre verwendet. Material und Methoden 21 Zeitliche Zuordnung Insgesamt entstammt 1 Quelle dem Zeitraum 1940-1950, 2 Quellen dem Zeitraum 1951- 1960, 0 Quellen dem Zeitraum 1961-1670, 1 Quelle dem Zeitraum 1971-1980, 6 Quellen dem Zeitraum 1981-1990, 18 Quellen dem Zeitraum 1991-2000, 39 Quellen dem Zeit- raum 2001-2010, 65 Quellen dem Zeitraum 2011-2020 und 4 Quellen dem Zeitraum ab 2021. Inhaltlich behandeln die älteren Quellen eher OP-Techniken und die prinzipiellen Merk- male der Implantate, während die neueren sich vermehrt mit Auszugs-Versuchen befas- sen. Geographische Zuordnung 75 Quellen stammen aus Deutschland (inkl. o.g. Internetseiten für das Kapitel über her- kömmliche Schrauben), 36 Quellen stammen aus den USA, 9 Quellen aus China, davon 4 Quellen aus Taiwan, 1 Quelle aus Japan, 1 Quelle aus Korea, 1 Quelle aus Dänemark, 3 Quellen aus Italien, 1 Quelle aus Kanada, 3 Quellen aus der Schweiz, 4 Quellen aus der Türkei, 2 Quellen aus England. Insgesamt kann man jedoch aufgrund unterschiedlicher Laborbedingungen und Frage- stellungen die Studien nur sehr bedingt miteinander vergleichen. So wird z.B. nur unein- heitlich angegeben, ob das Gewinde vorgeschnitten wurde, es wurden unterschiedliche Materialien verwendet (Kunstschwämme/Leichenknochen/Tierknochen), die Schrauben- insertion fand mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten statt und die Schrauben wurden unterschiedlich stark angezogen etc. Beispielsweise haben Tsuang und Kollegen ihre Versuche lediglich mit Tierknochen und keine Versuche am humanen Knochen durchge- führt. Für die vorliegende Arbeit besitzt die Vergleichbarkeit der zur Verfügung stehenden Pub- likationen nicht die erste Priorität, da zum Teil ganz unterschiedliche Fragestellungen bearbeitet wurden. Die Qualität der Publikationen lässt sich recht gut aus deren Relevanz der Fragestellung, der Methodik und der Anzahl der Versuche ableiten. Material und Methoden 22 Von der Methodik her besonders aussagekräftig ist beispielsweise die Studie von Kim et al., in welcher 9 verschiedene Pedikelschrauben mit einer Kombination aller drei Gewin- dearten mit den verschiedenen Innen- und Außendurchmesserformen bei identischen La- borbedingungen miteinander verglichen werden. Einige der eingebrachten Studien wiesen weniger aussagekräftige Methodiken auf; dies wird in der Diskussion näher behandelt. Unter kritischer Betrachtung der in den jeweiligen Arbeiten ermittelten Ergebnisse war es schließlich möglich, diejenigen Parameter zu identifizieren, für die sich eindeutige Aussagen ableiten ließen. Ergebnisse 23 3. Ergebnisse 3.1 Schraubenparameter 3.1.1 Gewinde und Kern Wie bereits in der Einleitung angesprochen, verwendet man je nach vorliegender Kno- chensubstanz und -qualität unterschiedliche Gewindearten. Bei einer durch Osteoporose veränderten Wirbelsäule würde man aufgrund der Abnahme der Knochenqualität somit einerseits eine PS mit größerem Gewinde und eher größerer Gewindesteigung verwen- den, gleichzeitig ist der Außendurchmesser der PS aber limitiert durch die Pedikeldimen- sionen und damit das Risiko einer Pedikelfraktur (s.u.). Aus mechanischer Sicht hängt die zulässige Belastung einer Schraube von der Menge des die Schraube umgebenden Materials ab. Shea et. al stellten die Hypothese auf, dass aus einer Erhöhung der Kontaktfläche zwischen PS-Gewinde und umgebendem Knochen eine größere Kraftverteilung und somit stärkere Ausziehkraft resultieren könnte. [60, 106] Krenn et al. testeten anhand verschiedener PS mit unterschiedlichen Gewindetypen, Ge- windesteigungen und Schraubenformen, ob die s.g. FOA (Fläche zwischen den Gewin- degängen) ein guter Prädiktor für das Fixierungsvermögen in Knochen mit schlechter Qualität sein könnte. Dafür testeten sie drei verschiedene PS-Designs in einem axialen Auszugsexperiment an Polyurethan-Schwämmen mit unterschiedlicher Materialdichte: PS 1, Fig. 1A, mit Sägezahngewinde ("buttress thread"), konischem Kern und einer FOA von 261mm; PS 2, Fig. 1B, mit einem gemischten Gewindedesign (die eine Hälfte der Schraubenlänge nimmt ein Sägezahngewinde ein, die andere Hälfte ein rundes Gewinde), konischem Kern und kleiner Steigung, FOA: 326 mm2, und PS 3, Fig. 1C, mit einem konstanten Kerndurchmesser und einem Spitzgewinde ("V-threading", siehe Einleitung) [60, 106] mit einer FOA von 206 mm2. Alle PS hatten die gleiche Länge und den gleichen Außendurchmesser. Die Schwämme wiesen Materialdichten von 0,12, 0,16 und 0,32 g/cm3 auf, welche humane, osteoporotische Spongiosa imitieren sollte. Ergebnisse 24 Abbildung 10) Verschiedene Pedikelschrauben Insgesamt zeigte sich bei allen PS, dass sich mit einer Erhöhung der Materialdichte auch die Auszugskraft erhöhte. Schraube Nr. 1 mit Sägezahngewinde und konischem Kern erreichte bei allen Materialdichten die größte Auszugsfestigkeit. Im Vergleich zwischen PS 2 und 3 waren bei einer Materialdichte von 0,12 g/cm3 höhere Kräfte zur Fixierung von Schraube 2 nötig. Bei dem Schwamm mit der Materialdichte von 0,16 g/cm3 erzielte Schraube 3 eine höhere Ausreißfestigkeit als Schraube 2 und bei einer Materialdichte von 0,32 g/cm3 lag kein signifikanter Unterschied zwischen beiden Schrauben vor. Bei dem zweiten Schraubendesign mit der geringsten Gewindesteigung und der größten FOA zeigte sich eine geringere Ausreißkraft, was wohl daran lag, dass nicht die gewünschte Kompression des Knochens erzielt wurde und sich der Knochen zwischen den Gewinde- gängen eher wie einzelne Knochenfragmente verhielt. [106] Für ein ideales PS-Design scheint also das Ausmaß der Gewindesteigung und das Verhältnis zwischen Kern- und Außendurchmesser entscheidend zu sein. Durch eine Verringerung des Kerndurchmes- sers zur Schraubenspitze hin bei gleichbleibendem Außendurchmesser erreicht man durch Kompression eine(n) kraftschlüssigere Verbindung/Reibungsschluss und eine bes- sere Fixierung, wodurch das initiale Losbrechmoment erhöht wird. [60] Schraube 1 kom- biniert die Merkmale von Schraube 2 und 3 miteinander. Sie hat einen kleineren koni- schen Kerndurchmesser als Schraube 2, aber die gleiche Gewindesteigung wie Schraube 3. Schraube 2 hat durch ihre geringere Gewindesteigung und größeren Kerndurchmesser Ergebnisse 25 zwar eine größere FOA, diese führt allerdings nicht zu der erwünschten Fixierung am Schrauben-Knochen-Übergang. Die Fläche zwischen zwei Gewindegängen, die aus der Gewindesteigung und -tiefe resultiert, ist entscheidend: Ist die Steigung zu klein oder der Knochen zu porös, so verbleibt nicht ausreichend Knochenmaterial zwischen den Gewin- degängen, sondern nur Knochenfragmente (siehe oben). Die verbleibenden Knochenfrag- mente tragen nicht zur Auszugsfestigkeit bei, und die Schraube verhält sich dann eher wie ein Bolzen. Ist das Gewinde groß genug, sodass solide Knochenanteile zwischen den Gewindegängen verbleiben, so könnte eine größere FOA erzielt und größeren Belastun- gen standgehalten werden (zum Beispiel aufgrund eines reduzierten Kerndurchmessers, vorausgesetzt, die Schraube hat den gleichen äußeren Durchmesser, wie bei Schraube 1 demonstriert). Wichtig für die Ausreißkraft sind laut Krenn et al. auch der Kerndurch- messer, die Gewindetiefe sowie die Gewindesteigung. Der konische Kerndurchmesser der Schrauben 1 und 2 verdrängt bei seiner Insertion Knochenmaterial an den Rand des Bohrloches. Durch diese daraus resultierende Wandverdickung und die fortschreitende Kompression des umgebenden Knochens bieten konische Schrauben, verglichen mit zy- lindrischen, eine zusätzliche Fixierung. PS 2 scheint nach diesem "Kompressions-Prin- zip" konzipiert worden zu sein. [60] Asnis et al. stützen die These von Krenn et al. durch ähnliche Ergebnisse: In dem Versuch, eine bessere Fixierung durch die Verwendung schmalerer Gewinde zu erzielen, stellten Asnis et al. fest, dass dies bis zu einem gewissen Punkt durch eine Zunahme der FOA möglich war. Wurde dieser Punkt jedoch überschritten, wurde die Knochenkontaktfläche durch das schmalere Gewinde zu stark reduziert, was wiederum die Auszugskraft verrin- gerte, da so der spongiöse Knochen leichter brach. [2] Mummaneni et al. testeten, ob doppelgängige PS mit zwei parallelen Gewinden unter- schiedlicher Höhe (s. Abb. 11) eine erhöhte Ausreißfestigkeit im osteoporotischen Kno- chen erzielen können, konnten aber keinen signifikanten Unterschied feststellen. [78, 106] Ergebnisse 26 Abbildung 11) PS mit Doppel- und Einfachgewinde Brasiliense et al. untersuchten in einem Auszugsversuch, ob PS mit doppelgängigem Ge- winde am proximalen Schaft (um die kortikale Verankerung zu erhöhen) die Auszugs- kraft und die Ermüdungsfestigkeit (fatigue endurance) steigern. Sie führten die Tests so- wohl an lumbalen Kadaverwirbelkörpern (mit jeweils einer ein- und einer doppelgängi- gen PS pro WK), als auch an Polyurethan-Schwämmen im Vergleich durch. Von insge- samt 17 Wirbelkörpern waren 10 osteoporotisch und 2 osteopenisch. Bei den Schwäm- men gab es hochporöse, die osteoporösen Knochen, und niedrig-poröse, die eine gesunde Knochenstruktur imitierten sollten. Ergebnisse 27 Abbildung 12) PS mit Doppel- und Einfachgewinde Sie kamen zu dem Ergebnis, dass beide Schraubenmodelle im niedrig-porösen Knochen ein höheres Eindrehmoment (IT) benötigten. Die doppelgängigen PS erforderten sowohl im Leichenknochen als auch in den Polyurethan-Schwämmen mit hoher Porosität (also niedriger BMD) ein höheres Eindrehmoment als die eingängigen PS. Bei den Schwäm- men mit niedrigerer Porosität (also hoher BMD) war das Eindrehmoment der doppelgän- gigen PS niedriger als das der eingängigen. Bei beiden Schraubentypen war das Eindreh- moment im weniger porösen Schwamm höher als im stark-porösen Schwamm. Die UPF (ultimate pullout force) der doppelgängigen PS im Knochen korrelierte nicht mit der BMD oder dem IT. Die UPF der eingängigen PS hat grenzwertig mit der BMD und stark mit dem IT korreliert. Im hoch-porösen Schwamm war die Auszugskraft der doppelgängigen PS kleiner als die der eingängigen PS, im niedrig-porösen Schwamm war sie größer. Bei beiden Schraubentypen war die Auszugskraft im weniger porösen Schwamm höher als im stark-porösen Schwamm. Zusammenfassend lässt sich dem Artikel entnehmen, dass die doppelgängigen PS im Ver- gleich zu den eingängigen die Auszugskraft nicht signifikant steigern. Die doppelgängi- gen erreichten im Knochen nur eine um 7,8% höhere mittlere axiale Auszugskraft als die Ergebnisse 28 Kontrollschraube. Auch bei den Schwämmen unterschiedlicher Dichte zeigte sich kein signifikanter Unterschied zwischen beiden Schraubendesigns, wobei sich ein Trend zu höherer Auszugsfestigkeit bei den doppelgängigen PS in den Schwämmen mit geringerer Porosität abzeichnete sowie eine geringere Festigkeit bei den hoch-porösen Schwämmen. Abbildung 13) Vergleich UPF und IT eingängige und doppelgängige PS Laut Brasiliense et al. könnte die geringe BMD und damit die hohe Porosität des Kno- chens der Versuchs-Wirbelkörper den potentiellen Nutzen der doppelgängigen Schraube und der optimierten FOA untergraben haben. Auch stellten sie die Überlegung an, dass ein zusätzliches Gewinde statt zu einer Kompression des Knochens zu seiner Zerlegung in kleinere Fragmente führen könnte. Unter Berufung auf die Studie von Krenn et al. ([60]) postulieren sie, dass bei zu porösem Knochen weder eine große FOA, noch eine kleinere Steigung einer größeren Auszugskraft standhalten könnten, da die Knochentrab- ekel zu leicht zerbrechen würden. [13] Der oben beschriebene Trend zu höherer Auszugs- festigkeit bei den doppelgängigen PS in den Schwämmen mit geringerer Porosität, aber nicht bei den hoch-porösen Schwämmen, könnte diese These unterstützen. Aufgrund mangelnder statistischer Signifikanz scheint dieser Effekt jedoch gering zu sein, sodass weitere Studien für eine Überprüfung dieser Hypothese nötig wären. Anders als in der Studie von Mummaneni et al., die keine Pilotbohrung (siehe unten) durchführten, schnitten Brasiliense et al. ein Einfachgewinde vor. Somit wurde das über- lappende Gewinde der doppelgängigen PS in nicht vorgeschnittenen Knochen einge- bracht, was zumindest teilweise für das größere Eindrehmoment verantwortlich sein Ergebnisse 29 könnte. Es wird angenommen, dass ein höheres Eindrehmoment aufgrund eines erhöhten Reibungswiderstandes vom Schraubengewinde mit dem Knochen entsteht sowie durch eine radiale Kompression der Trabekel gegen die Kortikalis. [13] Andere Ergebnisse erzielten Weiser et al. Sie verglichen eine PS mit durchgängigem Doppelgewinde mit einer PS mit Doppelgewinde und Vierfachgewinde (kortikales Ge- winde) im Schraubenschaftbereich (s. Abb. 14). Abbildung 14) PS mit Doppelgewinde und Vierfachgewinde (kortikales Gewinde) im Schraubenschaftbereich Sie führten Auszugstests an 14 humanen Lendenwirbelkörpern durch, von denen 8 oste- openisch oder osteoporotisch waren. Hier wurde ersichtlich, dass die PS mit Vierfachge- winde im Knochen mit reduzierter BMD signifikant höhere Auszugsfestigkeiten erziel- ten, während im gesunden Knochen keine signifikanten Unterschiede zwischen den PS bestanden. [122] Seng et al. haben 2018 die primäre Auszugsfestigkeit mit der einer nach Revision inse- rierten PS verglichen. Sie postulieren, dass die Kortikalis im Pedikel für etwa 60% der Auszugsfestigkeit verantwortlich sei. Somit sei anzunehmen, dass zusätzliche Gewinde im Pedikel zu einem größeren Eindrehmoment und höherer Auszugsfestigkeit führen könnten. Für ihre Versuche verwendeten sie drei unterschiedliche Gewindeformen (Ein- fachgewinde, Doppelgewinde und Mischgewinde unterschiedlicher Steigung). Ergebnisse 30 Abbildung 15) Verschiedene Gewindeformen Alle PS wurden in ein synthetisches Knochenmodell inseriert. Zuerst maß man die pri- märe Auszugsfestigkeit einer 6,5 mm PS. Dann wurde die Auszugsfestigkeit gemessen, nachdem man eine 6,5 mm PS einbrachte, sie dann entfernte und anschließend erneut eindrehte. Abschließend wurde nach der Insertion und dem Auszug einer 6,5 mm PS eine 7,5 mm PS in denselben Knochenkanal inseriert und anschließend deren Auszugsfestig- keit gemessen. - Bei der primären Auszugsfestigkeit zeigten die doppelgängigen Schrauben eine signifi- kant höhere Auszugskraft als die eingängigen. - Bezogen auf die Revisionsauszugsfestigkeit war die der doppelgängigen PS signifikant höher (2726,8N) als die der PS mit Mischgewinde (1890,2N) und die der eingängigen PS (2213,3N). - Die Mischgewindeschraube zeigten bei Revision und gleichem Durchmesser der Revi- sionsschraube (6,5mm) eine signifikante Verringerung der Auszugsfestigkeit um 18,6%. - Wurden die PS durch Schrauben mit größerem Durchmesser (7,5mm) ersetzt, so war die ursprüngliche primäre Ausreißfestigkeit wiederhergestellt. Bezogen auf die Revisi- onsauszugskraft wurde kein signifikanter Unterschied zwischen den drei PS-Modellen festgestellt. [104] Ergebnisse 31 Abbildung 16) Auszugsversuche (Seng et al.) Tsuang et al. führten Auszugstests durch, in denen sie PS mit vier verschiedenen Ge- winde-Variationen testeten: eine PS mit Voll-Gewinde und 3 Teilgewinde-PS. Alle PS hatten den gleichen inneren wie äußeren DS, die gleichen Gewindetiefen und -profile, die gleiche Länge (45mm) und waren allesamt mit Titan legiert (Ti6Al4V). Die Teilgewin- deschrauben hatten am proximalen Schraubenpol entweder zu 1/3, 1/2 oder 2/3 kein Ge- winde (siehe Abbildungen 17 und 18). Ein gewindeloser Schaft sollte zum einen das Bruchrisiko im Pedikelisthmus reduzieren und zum anderen das umgebende und durch den Gewindeteil der Schraube angeschnittene Knochenmaterial an die Wand des vorge- bohrten Loches drücken und komprimieren, wodurch sich Reibungswiderstand und Hal- tekraft der Schraube erhöhen sollten. Verglichen wurden die Auszugsfestigkeiten aus Po- lyurethanschwämmen sowie Schweine-Lendenwirbelkörpern. Die Polyurethan- schwämme hatten eine Dichte von 0,16g/cc und imitierten somit osteoporotischen Kno- chen, die Schweine-Lendenwirbelkörper sollten im Vergleich den gesunden Knochen darstellen. In jedem Block wurde mittels eigens angefertigter Knochenahle (bestehend aus einem Bohrer mit 5mm Länge und einem Gewindeschneider mit 10mm Länge) ein 4 mm tiefes Pilotloch vorgebohrt und anschließend das Gewinde vorgeschnitten; dann wurde die PS inseriert. Alle PS wurden 40mm tief inseriert. Mit wie viel NM die PS angezogen wurden, wird nicht erwähnt. [115] Ergebnisse 32 Abbildung 17) Teilgewindeschrauben 1 - Aufbau Abbildung 18) Teilgewindeschrauben 2 - Aufbau Insgesamt zeigte die Teilgewindeschraube mit 1/3 fehlendem Gewinde proximal die höchsten Spitzen-Auszugsfestigkeiten, gefolgt von der Vollgewindeschraube. Im Verlauf nahm die Haltefähigkeit der PS mit Vollgewinde am schnellsten ab (siehe Abbildung 19). Ergebnisse 33 Abbildung 19) Teilgewindeschrauben 3 - Haltefähigkeit Diese Ergebnisse waren sowohl in den synthetischen, als auch in den Schweine-Wirbel- körpern reproduzierbar (siehe Abbildung 20). Abbildung 20) Teilgewindeschrauben 4 - POF, Haltefähigkeit Der gewindelose proximale Teil der PS komprimiert auf Höhe des Pedikels den Knochen, während der Gewinde-Part im spongiösen Knochen für Verankerung sorgt. Die rasche Abnahme der Haltefähigkeit lässt sich anhand der Abbildung 21 erläutern (s.u.). Ergebnisse 34 Abbildung 21) Teilgewindeschrauben 5 - Gleitmechanismus des Schaftes Die Graphik veranschaulicht, dass durch die Komprimierung durch den gewindelosen Schaft ("Gleitmechanismus des Schaftes", b-b) eine höhere Haltefestigkeit über die Spit- zenlast hinaus erzielt werden konnte. Punkt c zeigt hier den länger anhaltenden Wider- stand gegen die Auszugsversuche auch über das Erreichen der Spitzenlast hinaus. Das frühere Versagen der Vollgewindeschraube während der Auszugsversuche lässt sich am ehesten dadurch erklären, dass der Knochen durch das Eindrehen des Gewindes in klei- nere Fragmente zerlegt wird, die weniger Auszugswiderstand bieten (bb, "Gewinde- Scher-Effekt"). [115] Weiterhin stellt sich die Frage, welche Gewinde- und Kern-Formen am günstigsten sind. Oefner et al. verglichen in Auszugsversuchen eine V-förmige PS mit Einfachgewinde mit einer doppelgängigen PS mit Sägezahngewinde. Beide PS waren monoaxial und verfüg- ten über einen konischen Kern. Hierfür führten sie Auszugsversuche an künstlichem (Po- lyurethan-Schaumblöcke, Normversuch) sowie menschlichem Knochen durch. Sie ver- wendeten für die Versuche sowohl Brust- als auch Lendenwirbelkörper und brachten zur besseren Vergleichbarkeit pro WK jeweils eine V-förmige und eine sägezahnförmige PS transpedikulär ein. Die PS mit V-förmigem Einfachgewinde erzielte sowohl im Kunst- als auch im humanen Knochen eine höhere Auszugsfestigkeit. Während kein Zusammen- hang zwischen der FOA und der Auszugsfestigkeit festgestellt werden konnte, konnte jedoch eine Korrelation mit der Knochendichte nachgewiesen werden. [80] Kim et al. testeten anhand von Auszugsversuchen an Polyurethan-Schwämmen unter- schiedlicher Dichte die Auszugsfestigkeit von 9 verschiedenen PS. Diese unterschieden Ergebnisse 35 sich in der Form ihres Innen- sowie Außendurchmessers und ihrer Gewindeform. Sie ver- wendeten sowohl zylindrische Schrauben, als auch solche mit konischen Innen- und Au- ßendurchmesserformen. Es wurden Spitz-, Sägezahn- und Trapezgewinde verwendet. Dann kombinierten sie die verschiedenen Durchmesser- und Gewindeformen miteinan- der (s. unten, Abb. 22). Abbildung 22) Verschiedene Schraubendesigns Alle PS hatten annähernd die gleiche Länge, Gewindehöhe und -steigung. In allen Schwämmen erzielten die PS mit Spitzgewinde, konischem Kern und zylindrischem Au- ßendurchmesser die höchsten Auszugsfestigkeiten und die mit Trapezgewinde die ge- ringsten. Der zylindrische Außendurchmesser kombiniert mit einem konischen Innen- durchmesser erreichte die höchsten Auszugsfestigkeiten; die niedrigsten wurden bei den PS mit zylindrischem Außen- und Innendurchmesser gemessen. Ergebnisse 36 Tabelle 1) Kim et al., POF Kim et al. postulieren, dass es viel schwieriger sei, eine konische als eine zylindrische Schraube zu biegen oder zu brechen, weil der innere Kerndurchmesser einer konischen Schraube auf Höhe des Pedikels dicker ist als der einer zylindrischen bei gleichem äuße- rem Durchmesser. Durch das konische Profil des Kernabschnitts wird der angrenzende kortiko-spongiöse Zwischenraum während der Insertion stark komprimiert, was zu einem Anstieg der Torsions- und Auszugsfestigkeit führt. [54] Hsu et al. haben Schraubenausziehtests an drei Arten verschiedener, handelsüblicher PS mit jeweils drei verschiedenen Größen (Typ 1-3, von großem zu kleinem äußerem Durch- messer, siehe Abbildung) durchgeführt (insgesamt testeten sie also 9 Schrauben). Die Schrauben von Cotrel-Dubousset (CD) hatten einen zylindrischen äußeren und konischen inneren Durchmesser, ebenso die von TSRH (Texas Scottish Rite Hospital), allerdings mit kleinerem konischen Part als bei den CD-Schrauben. Die Schrauben von Moss Miami wiesen einen zylindrischen äußeren und inneren Kerndurchmesser auf. Für die Auszugs- versuche wurde Polyurethan-Schaum in zwei verschiedenen Dichten genutzt. Hsu et al. stellen die Hypothese auf, dass konische Schrauben während der Insertion zu einer Schaumverdichtung führen und somit höhere Eindrehmomente und Auszugsfestigkeiten erzielen könnten. Ergebnisse 37 Abbildung 23) Verschiedene Schraubendesigns Bei den Auszugstests war bei allen Schrauben bei der Spitzenlast die Dislokation geringer als 2mm. Wenn das Überdrehmoment überschritten wurde, scherte der Schaum innerhalb einer Schraubenumdrehung nach Kollision des Schraubenkopfes mit der Unterlegscheibe ab. Bei beiden Tests kam es zum Versagen durch zylindrisches Abscheren des die Schraube umgebenden Schaums, während die Struktur der Schraube unversehrt blieb. Bei den konischen Schrauben war die Auszugsfestigkeit höher, wenn eine Kompression des Knochenschaums erzeugt wurde. Außerdem nahm die Steifigkeit des Knochen-Schrau- benübergangs zu, wenn eine Schaumkompression vorlag, insbesondere bei den CD- Schrauben mit langem konischem Kern. Insgesamt ließ sich feststellen, dass konische Schraubenkerne zu einer höheren Auszugsfestigkeit und einem höheren Eindrehmoment als Schrauben mit zylindrischem Kern führten. [46] Auch Tolunay, Yaman et al. halten in einer 2015 veröffentlichten Arbeit fest, dass eine größere FOA die POF erhöht. Gleichzeitig senke sich durch eine größere FOA aber auch der innere Durchmesser der PS, was zu einer größeren Torsionssteifigkeit und einem Schraubenbruch führen könnte. Um dies auszugleichen, wurden PS mit konischem Kern entwickelt. Tolunay, Yaman et al. führen an, dass PS mit doppelgängigem Kern eine höhere Aus- zugsfestigkeit erzielen. Mittels eines doppelgängigen Kerns erreiche man am distalen Ende der PS eine größere FOA mit mehr Knochenkompartimenten zwischen den einzel- nen Gewindegängen. Zusätzlich komme es proximal durch eine geringere Steigung zu einem besseren Halt in der Kortikalis des Pedikels. Bezugnehmend auf eine Veröffentli- chung von Hirano et al., postulieren Tolunay et al., dass 60% der Auszugsfestigkeit der PS durch den Pedikel zustande kämen. Tolunay et al. testeten nun, wie sich die Ergebnisse 38 Auszugsfestigkeit einer PS mit doppelgängigem Kern und Zementaugmentation verhält. Hierfür verglichen sie die Auszugsfestigkeit von 5 verschiedenen PS - alle waren poly- axial, mit einem 7,55 mm Durchmesser (ob Innen- o. Außendurchmesser, wird hier nicht präzisiert) und 50 mm Länge. Verglichen wurden eine herkömmliche PS (NPS) mit ko- nischem Kern, eine PS mit doppelgängigem Gewinde sowie doppelgängigem Kern (DLDC PS), eine herkömmliche PS mit PMMA-Augmentation, eine PS mit doppelgän- gigem Kern/Gewinde + PMMA-Augmentation und eine kanülierte PS mit PMMA-Aug- mentation (mit zwei Öffnungen proximal seitlich). Bei den DLDC PS erhoffte man sich durch zwei verschiedene Kerndurchmesser eine verbesserte Verankerung im kortikalen und spongiösen Knochen sowie durch das doppelgängige Gewinde eine schnellere Inse- rtion. Diese PS wurden bereits in der Einleitung (Abbildung Nr. 5) präsentiert. Die Aus- zugskräfte wurden sowohl an synthetischen Schwämmen als auch an bovinem Knochen- material getestet. Ergebnisse der Auszugsversuche an synthetischen Schwämmen: Die stärkste POF er- zielte die DLDC PS mit PMMA, dann folgte die NPS mit PMMA, dann die DLDC PS (zwischen der NPS mit PMMA und der DLDC PS bestand allerdings kein signifikanter Unterschied), dann die NPS und dann die kanülierten PS (CPS) mit PMMA, auch hier bestand allerdings kein signifikanter Unterschied zwischen NPS und PS mit PMMA. Ergebnisse der Auszugsversuche an bovinem Knochen: Auch hier erzielte die DLDC PS mit PMMA die höchste POF, dann folgten die CPS mit PMMA, dann die NPS mit PMMA und die DLDC PS ohne PMMA, zwischen diesen letzten dreien bestand jedoch kein sig- nifikanter Unterschied. Die niedrigste Auszugskraft wies die NPS ohne PMMA-Augmen- tation auf. Die Überlegenheit der zementierten DLDC begründen Tolunay et al. mit der größeren FOA distal, wodurch mehr Zement injiziert werden könne. Das schlechte Ergebnis der CPS + PMMA im synthetischen Schwamm erklären die Autoren dadurch, dass die Fens- terungen der PS sich mit dem Schaum füllten, und der Druck des später injizierten Ze- ments nicht ausreichte, um diese wieder zu öffnen. Zusammenfassend lässt sich also sagen, dass die DLDC mit PMMA die höchste POF erreichten (36% höher als die NPS mit PMMA). Sollte man auf eine Zementaugmentation verzichten wollen (z.B. aufgrund des Risikos einer Zementleckage), könnte auch die DLDC ohne PMMA eine ähnliche POF wie die CPS oder NPS mit PMMA erzielen. [114] Zur Zement-Augmentation folgt im Verlauf noch eine weitere Gegenüberstellung (ze- mentiert/unzementiert). Ergebnisse 39 Tolunay et al. verglichen ihre Ergebnisse mit den Ergebnissen von Auszugsstudien von Lei et al. bezüglich expandierbarer PS (EPS) und resümierten, dass die Auszugskraft der mit PMMA augmentierten DLDC PS höher war als die der EPS (3917 N im Vgl. zu 2873 N bei den EPS). [65, 114] Kubiak et al. stellen in einem 2018 veröffentlichten Paper nochmals detailliert das PS- Design mit dualem konischem Kern vor. Sie verglichen die POF in Auszugsversuchen einer PS mit konischem, dualem Kern und doppelläufigem, sägezahnförmigem Gewinde im Vergleich zu einer PS mit zylindrischem Kern und V-förmigem Spitzgewinde. Die PS mit dualem Kern hatte proximal einen Kerndurchmesser von 4,5 mm mit niedri- gem und breitem Gewinde, konzipiert für die Kortikalis. Nach distal hin verjüngte sich der Kern zu einem schmaleren zylindrischen, 3,8 mm messenden Kern mit hohem und dünnem Gewinde für den spongiösen Knochen (siehe untenstehende Tabelle). Tabelle 2) Kubiak et al., Spezifizierung der verwendeten PS Abbildung 24) Kubiak et al., PS mit konischem, dualem Kern Ergebnisse 40 Abbildung 25) Kubiak et al., PS mit konischem, dualem Kern Die PS mit dualem Kern zeigt, wenn auch nicht signifikant, eine höhere POF als die her- kömmliche zylindrische PS. Die PS mit dualem Kern hatte eine längere Lebensdauer in den Belastungsversuchen, eine höhere Biegefestigkeit und war insgesamt schwieriger zu verformen oder zu brechen, was am höheren proximalen Kerndurchmesser sowie der ver- stärkten Geometrie im Bereich des Schraubenhalses lag. Die PS mit dualem Kern und doppelläufigem Gewinde ließ sich schneller inserieren als die zylindrische PS mit Ein- fachgewinde. [61] Yaman et al. verglichen 2013 die POF von 3 verschiedenen PS miteinander: Die einer Standard-PS mit konischem Kern (PS A), einer Standard-PS mit doppelläufigem Ge- winde (PS B) und einer PS mit dualem Kern und doppelgängigem Gewinde (PS C). Hier- bei hatte PS A einen inneren distalen Durchmesser von 3,1mm und proximal 3,6mm. Die Gewindesteigung betrug 2,6mm, die Gewindehöhe 0,9mm und der Schraubenwinkel 12 Grad. PS B hatte ein Doppelgewinde und einen inneren distalen Durchmesser von 2,7mm und proximal 3,4 mm. Die Gewindesteigung betrug 2,6mm, die Gewindehöhe 1,05 mm und der Schraubenwinkel 12 Grad. PS C, mit dualem Kern und Doppelgewinde, hatte einen inneren distalen Durchmesser von 3,4 mm und proximal 4,7 mm. Die Gewindestei- gung betrug 2,6mm distal und 1,8 mm proximal. Die Gewindehöhe betrug distal 1,05 mm und proximal 0,5mm und der Schraubenwinkel distal 23 Grad und proximal 19 Grad. PS B wurde konzipiert, um die POF im Pedikel durch einen vergrößerten Schraubenwin- kel und ein doppelgängiges Gewinde zu erhöhen. PS C brachte den Vorteil einer flachen FOA mit und sollte durch den veränderten Schraubenwinkel sowie die Gewindehöhe und -steigung die POF im Pedikel sowie Wirbelkörper erhöhen. [131] Ergebnisse 41 Abbildung 26) Yaman et al., unterschiedliche Schraubentypen Sowohl im synthetischen Knochen, als auch im Schweineknochen erzielte PS C mit dua- lem Kern und doppelgängigem Gewinde in allen Auszugstests die höchste POF. Das Doppelgewinde und der veränderte Gewindewinkel von PS Typ B und C führten zu einer doppelten Insertionstiefe bei gleichem Schraubenumfang und gleicher Umdrehungszahl, was insgesamt zu einer schnelleren Insertionsgeschwindigkeit führt. Z.B. bei langstrecki- gen Spondylodesen/Skoliose-Korrekturen könnte dies Zeit und Kosten im OP-Saal ein- sparen. [131] Ergebnisse 42 Abbildung 27) Yaman et al. Yaman et al. postulieren außerdem, unter anderem unter Berufung auf die Studien von Abshire et al. (siehe unten), dass konische PS zu einer besseren Anpassung an die Ana- tomie des Pedikels und einer höheren Auszugsfestigkeit führen. Bei jeder Umdrehung würden konische PS den umliegenden Knochen mehr komprimieren, was zu einer erhöh- ten POF (im Vergleich zu zylinderförmigen PS) führe. [114] Abshire et al. berichten, dass die Auszugskraft konischer Schrauben 17% größer war als die zylindrischer. Dafür testeten sie beide PS-Typen im Vergleich an lumbalen Schweine- WK (LWK1-6) komplett eingedreht, um 180 ° ausgedreht und um 360° ausgedreht. In diesem Versuch hatten die zylindrischen PS einen konstanten Außendurchmesser, wäh- rend sich die konischen von 7,5 mm um 20% auf 6,0 mm zur Spitze hin verjüngten. Die Gewindesteigung betrug bei beiden Schrauben 1,8mm und die Gewindetiefe 1,2mm. Die Gewindeform war bei beiden Schraubentypen identisch. Beide PS hatten einen vergleich- baren inneren (Kern-) Durchmesser auf Höhe des Pedikelisthmus. Abshire et al. stellen fest, dass wenn PS brechen, geschehe dies gewöhnlich distal des Gewinde-Schaft-Übergang im intrapedikulären Teil der Schraube. Konische Schrauben wurden in der Absicht entwickelt, den Halt dort zu verbessern und die Gefahr des Bre- chens oder Verbiegens im gefährdeten Teil der PS zu verringern. Da konische Schrauben üblicherweise einen größeren inneren Durchmesser am Gewinde-Schaft-Übergang und im intrapedikulären Anteil der PS haben, reduzieren sie das Risiko für Brüche/Verbie- gungen in diesem stressanfälligen Bezirk. In der Theorie sollten konische Schrauben die Ergebnisse 43 Auszugskraft und die initiale Fixierungsfestigkeit durch eine bessere Passform und Fül- lung im dorsalen Pedikelteil erhöhen. Durch Anpassung der konischen Schraube an die konische Form des dorsalen Pedikelabschnitts soll eine bessere Verbindung zwischen dem Schraubengewinde und kortikalem wie spongiösem Knochen am spongiös-kortika- len Übergang erzielt werden; dieser Übergangsbereich bietet mehr Halt als Spongiosa allein. Während der Insertion komprimieren konische Schrauben den umgebenden Kno- chen zunehmend mit jeder Umdrehung, was zu erhöhtem Halt führen soll, aber auch zum Verlust der Verankerung führen kann, wenn die Schraube während der Instrumentation zurückgedreht werden sollte. Da im klinischen Alltag während der Insertion Anpassun- gen der Insertionstiefe der Schraube notwendig werden können, ist deren Effekt auf die Fixierungsfestigkeit ein wichtiger Faktor für die Selektion der PS-Instrumente. Zusam- menfassend schließen Abshire et al., dass konische PS einen gleichen oder besseren Halt bieten als zylindrische, wenn die gleiche Gewindebeschaffenheit und -steigung vorliegt. Sie stellten fest, dass man für die intraoperative optimale Schraubenausrichtung die ge- testete konische PS ohne Verlust von Auszugskraft um 180 bis 360 Grad, also bis zu einer vollen Umdrehung, zurückdrehen könne. In Ihrem Versuchsaufbau inserierten sie zu- nächst die PS, dann retrograd den Zement und dann drehten sie die PS um 180 bzw. 360 Grad zurück. Sie beschreiben nicht die Zeit zwischen Zementinjektion und Zurückdrehen der Schraube, es ist aber anzunehmen, dass der Zement hier noch nicht ausgehärtet war. Diese Ergebnisse gelten aber möglicherweise nicht für PS mit kleinerem Gewinde oder größerem inneren Durchmesser. [1] Lill et al. führten Auszugsversuche an Kälber-Wirbelkörpern durch. Sie inserierten unze- mentierte konische sowie zylindrische PS und drehten diese um 180 Grad zurück. Die Auszugskräfte der konischen, um 180 Grad zurückgedrehten PS fielen signifikant gerin- ger aus als die der zylindrischen. [66] 3.1.2 Zementierte / unzementierte Schrauben Insbesondere bei osteoporotischem Knochen ist die Lockerung der PS eine befürchtete Komplikation, weshalb teilweise entweder primär bei osteoporotischem Knochen oder sekundär bei einer Revision die Indikation zur Einzementierung der PS gestellt wird. [8] [62] Die Zementaugmentation der Pedikelschrauben erhöht nachweislich deren Auszugs- kräfte aus osteoporotischem Knochen. [8, 19, 24, 62] Zementaugmentierte PS können perkutan oder offen inseriert werden. Es gibt mehrere verschiedene Techniken, den Zement einzubringen. So gibt es zum einen kanülierte und Ergebnisse 44 fenestrierte Schrauben, welche zuerst inseriert werden, und der Zement anschließend über die Schraube injiziert wird. Alternativ kann entweder der Wirbelkörper im Sinne einer Vertebroplastie mit Zement befüllt, und noch vor Aushärten die PS eingebracht werden, oder man schneidet das Gewinde vor, befüllt dieses mit Zement und inseriert dann vor dessen Aushärtung die PS. Prinzipiell gibt es unterschiedliche Zemente, die zur Anwendung kommen können. Blat- tert et al. empfehlen eindeutig die Verwendung von PMMA (Polymethylmethacrylat). Sie postulieren, dass die Alternativen, welche beispielsweise auf einer Hydroxylapatit- oder Kalzium-Phosphat-Basis beruhen, langfristig keine ausreichende Auszugsfestigkeit der Schraube gewährleisten können. [8] Zemente auf Kalzium-Phosphat-Basis sind zwar biologisch abbaubar, osteokonduktiv und nicht exotherm; allerdings haben auch Kiyak et al. im Vergleich zu PMMA beim Kalzium-Phosphat-Zement in ihren Auszugsversuchen eine geringere Auszugskraft ge- messen. [55] Costa et al. haben in einer Studie die Auszugskräfte einer nicht-zementierten PS im Ver- gleich zu unterschiedlich zementierten Schrauben ermittelt. Sie verwendeten PMMA-Ze- ment und testeten 5 verschiedene Injektionstechniken an Knochenschaum: - Gruppe 1, (auf untenstehender Graphik mit a gekennzeichnet) stellte die Kontrollgruppe ohne Zementaugmentation dar. Die PS wurde ohne Zement in das vorgebohrte Pilotloch inseriert. - Gruppe 2, hier wurden 1,5 cc Zement in das vorgebohrte Pilotloch gefüllt und anschlie- ßend die PS eingebracht. (b) - Gruppe 3, eine kanülierte und fenestrierte PS wurde in das vorgebohrte Pilotloch inse- riert und anschließend wurden 3,0 cc Zement mit einer für dieses System entwickelten Nadel, die in den Schraubenschaft eingeführt wurde, über die Öffnungen der Schraube eingebracht. (c) - Gruppe 4, vor der Schraubeninsertion wurden mittels eines Standardtrokars und einem Standard-Injektionssystems in 55mm Tiefe (analog zur Vertebroplastietechnik) unter Druck 3 cc Zement retrograd in das vorgebohrte Areal eingebracht. Anschließend wurde die Schraube eingedreht. (d) - Gruppe 5, hier wurden 3 cc Zement unter Druck über einen fenestrierten Trokar und ein Injektions-System in 50mm Tiefe in das vorgebohrte Pilotloch eingebracht; anschließend wurde die PS inseriert. (e) Ergebnisse 45 Abbildungen 28 und 29) Costa et al., Vgl. der Auszugskräfte einer nicht-zementierten PS mit unterschiedlich zementierten Schrauben Alle Gruppen 2-5 erzielten eine größere Auszugskraft als die Kontrollgruppe 1. Die radi- ologische Auswertung zeigte, dass die Schrauben der Gruppen 2, 4 und 5 eine längli- chere/gleichmäßigere Verteilung des Zements entlang des Schraubenschaftes und somit eine größere Schrauben-/Zementoberfläche lateral erzielten, als bei Gruppe 3, bei welcher eher ein sphärischer Zementaustritt zum distalen Ende hin auftrat (auch wenn der Ze- mentaustritt hauptsächlich über die proximalen, lateralen Fensterungen und nicht über das distale Loch stattfand). Die Schnittfläche zwischen Schraube und Zement war also bei der Vertebroplastietechnik und der retrograden Zementinjektion (Gruppe 4 und 5) größer, als bei dem Einsatz fenestrierter/kanülierter PS - es konnte mit der gleichen Ze- mentmenge eine bessere Verteilung entlang der Schraube erreicht werden. In Gruppe 5 schien die Verteilung des Zements entlang des Schraubenschaftes besser reproduzierbar zu sein als in Gruppe 4. Bei Gruppe 2 wurde weniger Zement benutzt als bei den anderen Gruppen, wodurch sich die Kontaktfläche verringerte. In Gruppe 3 (kanülierte, fenes- trierte PS) wurden vergleichbare Werte bezüglich der Auszugskraft erzielt wie in Gruppe 2 (Standard-Augmentationstechnik). Eine gleichmäßigere und langstreckigere Verteilung des Zements scheint die geringere Zementmenge auszugleichen. Costa et al. postulieren, dass das Befüllen des vorgebohrten Bereiches noch vor Schraubeninsertion durch eine Optimierung der Grenzfläche zwischen Knochen und Zement dafür verantwortlich sein könnte. In Gruppe 4 (Vertebroplastietechnik) wurde eine höhere Auszugskraft als in den Gruppen 2 und 3 erzielt, ein statistisch signifikanter Unterschied wurde allerdings nur in Gruppe 5 gegenüber den anderen Techniken erreicht. Insgesamt konnte somit durch Gruppe 5 eine signifikant höhere Auszugsfestigkeit für die Vertebroplastie-Augmentati- onstechnik nachgewiesen werden. Dieses Ergebnis steht laut Costa et al. im Gegensatz zu anderen Studien, z.B. von Choma et al. und Kueny et al. (siehe unten). Der Zement Ergebnisse 46 füllt die Hohlräume des Spongiosa-imitierenden Schaums, wodurch ein Verbundmaterial entsteht. Dieses kann den Halt der PS verbessern, indem es die Kontaktfläche mit dem Knochenschaum (der osteoporotischen Knochen imitieren soll) erhöht. [24] Choma et al. testeten an humanen, osteoporotischen Kadaver-Wirbelkörpern (T6-L5) un- terschiedliche Augmentationstechniken. Hierfür hatten sie 5 verschiedene Versuchsgrup- pen: - Gruppe 1, herkömmliche PS (so genannte "Solid" Schrauben, für "solid core") ohne Zementaugmentation. - Gruppe 2, hier wurden vor der Insertion der Solid Schrauben 2,0ml Confidence Zement (hochviskoses PMMA) in das vorgebohrte Pilotloch injiziert. - Gruppe 3, so genannte Pfen Schrauben (partially cannulated fenestrated screws), die mit 2,0ml Confidence Zement nach Schraubeninsertion durch die Schraube hindurch aug- mentiert wurden. - Gruppe 4, so genannte Ffen Schrauben (fully cannulated fenestrated), die mit 2,0ml Confidence Zement nach Schraubeninsertion durch die Schraube hindurch augmentiert. - Gruppe 5, Ffen Schrauben, die mit 2,0 ml Vertebroplastic Zement (niedrige Viskosität) nach Schraubeninsertion durch die Schraube hindurch augmentiert wurden. Abbildungen 30 und 31) Kanülierte PS Ergebnisse 47 Auch Choma et al. kamen zu dem Ergebnis, dass die nicht-augmentierten Schrauben die geringste Auszugskraft aufwiesen. Die mit Confidence Zement augmentierten Pfen Schrauben erreichten eine höhere Auszugskraft als die mit Confidence Zement und die mit Vertebroplastic Zement augmentierten Ffen Schrauben und die Solid Schrauben aus Gruppe 2. Beim höher viskosen Zement schien sich ein Trend zu einer höheren Versa- genslast (VL) aufzutun, dies war allerdings nicht statistisch signifikant. Abbildung 32) Choma et al., Vgl. der Auszugskräfte unterschiedlicher PS, teilweise ka- nüliert und teilweise Zement-augmentiert Chen et al. verglichen kanülierte sowie herkömmliche PS mit zylindrischem und koni- schem Gewinde. Bei den herkömmlichen fand eine retrograde Zementinjektion mit an- schließender PS-Insertion statt, bei den kanülierten PS eine Zementinjektion durch die Fensterungen hindurch. Sowohl mit zylindrischer, als auch mit konischer Gewindeform erzielten die kanülierten PS die niedrigeren Auszugsfestigkeiten. [17] Anders als Costa und Chen et al., postulieren Choma et al., dass die konzentrierte Ze- mentverteilung am distalen Schraubenende eine höhere Auszugskraft generieren könne als die gleichmäßige Zementverteilung entlang des gesamten Schraubenschaftes. Choma et al. führen an, dass die distale Fensterung der PS eine Abgabe der gesamten Zementmenge ventral des neurozentralen Übergangs (neurocentral junction, NCJ) be- grenzt in den Wirbelkörper ermöglicht. Dies könnte das Risiko des Zementaustrittes in den Spinalkanal, z. B. aufgrund eines nicht registrierten Pedikelbruchs, reduzieren. Dies Ergebnisse 48 sei insbesondere bei osteoporotischen Wirbelkörpern relevant, da diese eine erhöhte In- zidenz von Zementleckagen aufwiesen. Auch könne höher viskoser Zement zu einem ge- ringeren Austritt in den Spinalkanal oder das Gefäßsystem führen und die Fixierung ver- bessern. [19] Auch Kueny et al. postulieren, dass mittels einer Zementinjektion durch die Schraube hindurch eine höhere Auszugsfestigkeit erreicht werde. Ihre Studie verfolgte zwei unter- schiedliche Ziele. Zum einen wollten sie die Festigkeit einer nicht-zementierten PS mit drei unterschiedlichen Zementaugmentationstechniken vergleichen: - Gruppe 1, Augmentation mittels Zementinjektion in den Wirbelkörper vor der Schrau- beninsertion. - Gruppe 2, Augmentation durch die Schraube hindurch. - Gruppe 3, nicht-augmentiert, aber mit größerem Durchmesser (6,5 mm statt 5,5 mm äußerer Durchmesser). Zum anderen wollten Kueny et al. ermitteln, ob die Ergebnisse der Auszugstests auf die laut Kueny et al. physiologischeren Ermüdungstests (unter zyklischer Wechselbelastung) übertragen werden könnten. Hierfür testeten sie paarweise an den humanen Test-Wirbel- körpern (L1-5) an jeweils einem Pedikel die axiale Auszugskraft und am kontralateralen Pedikel die zyklische Ermüdungsfestigkeit. Verwendet wurden mit Titan legierte, selbst- schneidende, kanülierte PS mit konischem Kern und einem äußeren Durchmesser von 5,5mm. Zusammenfassend lässt sich sagen, dass die Auszugsfestigkeit bei den fenestrier- ten Schrauben im Vergleich zu den in den vorgefüllten Zement inserierten, um 15%, und die Ermüdungsfestigkeit um 37% höher war, selbst wenn bei den fenestrierten PS weniger Zement injiziert wurde. Eine Erhöhung des äußeren Durchmessers der PS erhöhte die Auszugsfestigkeit um 24% und die Ermüdungsfestigkeit um 5% im Vergleich zu der her- kömmlichen Schraube. Zusätzlich erreichte die PS mit dem größeren Durchmesser die höchste Steifigkeit in der höchsten Beanspruchungsstufe mit einem Anstieg von 57% im Vergleich zu der Gruppe mit vorgefülltem Zement. Außerdem hatte diese Gruppe den geringsten Verlust an Steifigkeit vom ersten bis zum letzten Beanspruchungsgrad (-29%), gefolgt von der Gruppe mit vorgefülltem Zement (-40%) sowie der Gruppe der fenes- trierten PS (-40%) und der der herkömmlichen Schraube (-41%). Insgesamt lässt sich sagen, dass die Auszugskraft bei beiden Gruppen mit zementierten PS signifikant größer war als bei den herkömmlichen PS bzw. denen mit vergrößertem Durchmesser. Die Gruppe mit den fenestrierten PS zeigte eine höhere Ermüdungsfestigkeit als die Gruppe mit den herkömmlichen PS und die mit dem vorgefüllten Zement, nicht aber als die Ergebnisse 49 Gruppe mit dem größeren Durchmesser. Diese Unterschiede waren allerdings nicht sig- nifikant. Kueny et al. führen die Tatsache, dass die fenestrierten PS die größten Auszugs- und Ermüdungskräfte aufwiesen, auf das Muster der Zementverteilung zurück. Sie schrei- ben, dass die Menge des Zements, der Kontakt zu der Kortikalis habe, die Fixierungs- stärke von Knochenschrauben beeinflusse. Sie postulieren, dass bei den fenestrierten PS die Zementverteilung näher an den Pedikel heran und mit größerem Kontakt zur Wirbel- körperhinterwand stattfinde, was wiederum zu einer größeren Fixierungsstärke führen könne. [62] Blattert et al. führen zudem an, dass es wichtig sei, dass die Spitze der PS nicht zu dicht an der vorderen Wirbelkörperwand zu liegen kommt, da sie dadurch gegebenenfalls nicht ausreichend von Zement umgeben werden könnte. Auch ein zu nahes Einbringen an Grund- oder Deckplatte könnte die sphärische Zementummantelung der Schraubenspitze einschränken. [8] Ebenfalls wichtig ist, dass bei perkutanem Einbringen der PS mit Hilfe eines Kirschner- Drahts der Wirbelkörper nicht nach ventral perforiert wird, da sonst der Zement nach ventral austreten könnte. Außerdem führen Blattert et al. an, dass bei langstreckigen Spondylodesen insbesondere die Zementierung des kranialen sowie kaudalen PS-Paars für die Stabilität essentiell sei. Bei den dazwischen liegenden PS könne man je nach Frak- turausmaß, Knochenqualität und bereits erreichter Stabilität durch die kraniale und kau- dale Zementierung über eine Zementierung entscheiden. [8] 3.1.3 Expandierbare Pedikelschrauben Zusätzlich zu zementaugmentierten PS testeten Chen et al. die Auszugsfestigkeit einer expandierbaren PS, die unerwünschte Wirkungen der Zementierung, etwa eine Zement- leckage, vermeidet. Sie verglichen insgesamt 5 PS miteinander: Eine konventionelle ohne Zement (A), drei PS mit Knochenzement mit einem Füllvolumen von 1, 2, und 3ml (B, C, D) und eine expandierbare PS ohne Knochenzement (E). Alle Schrauben waren 50mm lang und hat- ten einen Durchmesser von 6,5mm. Der Durchmesser der expandierbaren PS ließ sich im Schaftbereich auf 9,5mm erweitern. Die Schraube bestand aus einer inneren und äußeren Schicht und durch Einführen einer Messlehre in das Innere der Schraube ließen sich Flü- gel expandieren. Die Schraube verfügte über insgesamt vier trianguläre Flügel in der un- teren Hälfte der Schraube mit einer maximalen Vergrößerung des Durchmessers um Ergebnisse 50 jeweils 3mm. Getestet wurden die Schrauben an osteoporotischen Knochen imitierendem Schaum. Wie in untenstehender Tabelle (Tabelle 3) dargestellt, erzielten die expandierbaren PS eine höhere Auszugskraft als die konventionelle PS und die mittels 1ml Knochenzement augmentierte Schraube. Dagegen erzielten die mit 2 und 3ml augmentierten PS die höhe- ren Auszugsfestigkeiten. Chen et al. berechneten die Energie, die für das Schraubenversagen nötig war, als Fläche unter der Kurve von POF gegen Dislokation (POF vs. axial displacement; siehe Abb. 34). Sie resümierten, dass die expandierbaren PS zwar zu einer größeren Auszugskraft und - energie führen, aber auch zu einer Schädigung des osteoporotischen Knochens und somit zu einer höheren Versagensrate führen könnten. [18] Abbildung 33) 1ml, 2ml und 3 ml Zement und expandierbare PS Tabelle 3) Chen at al., Ergebnisse Ergebnisse 51 Abbildung 34) Energie, die für das Schraubenversagen nötig ist (als Fläche unter der Kurve von POF gegen Dislokation) Vishnubhotla et al. publizierten 2009 die Ergebnisse ihrer Auszugsversuche mit einer 6,5mm expandierbaren PS im Vergleich zu einer Standardschraube in osteoporotischem Knochen. Hierfür wurden fünf menschliche Kadaverwirbelsäulen (T12-L5) verwendet. Die Expansion fand am Übergang zwischen Wirbelkörper und Pedikel statt, mit einer maximalen Flügelspannweite von 10mm. Die Ausreißfestigkeit stieg um 29% an im Ver- gleich zu der konventionellen Schraube. [116] Lin et al. machten 2003 Auszugtests an Schweinewirbelkörpern, die gesunden sowie os- teoporotischen Knochen (mittels eines Lochs im Trabekelsystem) imitierten sollten und verglichen unterschiedliche expandierbare PS miteinander. Bei den Tests an gesunden, nicht-osteoporotischen WK reduzierte sich die POF bei Ver- wendung der EPS geringfügig im Vergleich zur herkömmlichen PS, dieser Unterschied war jedoch nicht signifikant. In den WK mit der beeinträchtigten Knochensubstanz zeig- ten die expandierbaren PS eine um 47% höhere POF als die herkömmlichen PS. Prinzipiell erfolgt durch die Expansion der Flügel eine Schädigung der Spongiosa durch Trabekelbrüche. Längere Flügel reduzierten durch eine größere Kontaktfläche zwar den auf den Knochen einwirkenden Stress und die Dislokationsrate der PS. Größere Flügel erhöhten durch eine höhere Spitzenlast am lateralen Flügelende jedoch das Risiko, aus- zubrechen. Bezogen auf den Knochenstress des Wirbelkörpers und den auf die lateralen Flügelenden wirkenden Kräften stellte sich eine mittlere Flügelgröße (3,75mm) als am günstigsten heraus. [67, 106] Ergebnisse 52 3.1.4 Die bikortikale Fixierung Lin et al. mutmaßten, dass auch eine längere bikortikal verankerte Schraube den auf den Knochen einwirkenden Stress reduzieren und die Stabilität erhöhen könnte [67], also durch den Wirbelkörper hindurch bis durch den anterioren Kortex. Die bikortikale Fixierung soll die Ausreißfestigkeit erhöhen: Breeze et al. stellten einen Anstieg der Aus- reißfestigkeit bei bikortikalen Schrauben von 25% bis 44% fest. [14, 106] Zindrick et al. zeigten, abhängig von der jeweils benutzten Schraube, dass eine Verschraubung im ante- rioren Kortex die Ausreißfähigkeit um 31% bis 120% erhöhte im Vergleich zu Schrauben, die den anterioren Kortex nicht durchbohrten. [106, 136] Allerdings besteht bei dieser Methode das Risiko e