Vergleichende Finite-Elemente-Analyse alternativer Verankerungsstrategien von künstlichen Hüftpfannen in der Revisionsendoprothetik an einem Modell des menschlichen Beckenknochens

 

Comparative Finite Element Analysis of Different Fixation Strategies in Revision Surgery of Total Hip Replacement on a Model of a Human Pelvic Bone

 

Andreas schaller

mai - september 2009

 

Inhaltsverzeichnis

1. Zusammenfassung

2. Einleitung

3. Methodik

4. Ergebnisse

5. Fazit und Aussichten

6. Quellen

7. Originalarbeit

8. Über den Autor

9. Impressum

 

Zusammenfassung

Bei der Versorgung von Patienten mit zementfreien Hüftendoprothesen in der Revisionsendoprothetik, etwa 12 Prozent von insgesamt 174.120 totalen Hüftgelenksoperationen 2007 in Deutschland, ist besonders die erste Zeit nach der Implantation als kritisch zu sehen. Die sogenannte Primärstabilität muß intraoperativ hergestellt werden. Hierfür ist besonders in der Revisionsendoprothetik die Funktion der Verankerungselemente wichtig. Daher wird besonders kontrovers diskutiert, welche Verankerungsstrategie die beste Stabilität des Revisionsimplatats erzeugt. Ein weiterer Aspekt ist die Sekundärstabilität, die durch das Einheilen der Implantate in die Knochenumgebung erreicht wird, welches wiederum maßgeblich von den Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface der Implantatpfanne in der Primärstabilitätsphase beeinflußt wird.

In dieser Arbeit wurden daher vier Verankerungsstrategien mit Schrauben oder Zapfen analysiert, um die Mikrobewegungen im Interface zwischen Implantatpfanne und Knochenlager mit Hilfe von analytischer Berechnung und Computersimulation untersuchen zu können. Zu diesem Zweck wurden zuerst 3D-Modelle der einzelnen Verankerungselemente und der Revisionspfanne in der CAD-Software CATIA® v5, (Dassault Systems, Frankreich) erstellt und anschließend in die FEM-Software ANSYS Workbench® v11, (ANSYS, Inc, USA) importiert und mit drei Lastszenarien "Beinüberschlag im Sitzen" (SLC), "Normaler Gang" (NG) und "Stolpern" (S) beaufschlagt und gelöst.

Es wurde die maximale von Mises Vergleichsspannung in den Schrauben und den Zapfen, sowie die maximale Schubspannung in den jeweiligen Knochenumgebungen der Verankerungselemente ausgewertet. Weiterhin wurden die Mikrobewegungen jeder Verankerungsstrategie zur Bewertung der Verankerungsstabilität und der möglichen Einheilung analysiert.

Es konnten Ergebnisse erarbeitet werden, die Aufschluß darüber geben, dass das Verändern des Lastszenarios einen stärkeren Einfluß auf die resultierenden Mikrobewegungen hat, als die Auswahl der verwendeten Verankerungselemente. Somit ist die Auswahl der am einfachsten zu installierenden Elemente gerechtfertigt.

 


 

About 12 percent of 174,120 hip endoprosthesis implantations in Germany 2007 are cementless total hip replacements in revision surgeries. For patients provided with these replacements especially the time shortly after the implantation is extremely critical. The primary stability must be established by the surgeon. For this reason especially the anchoring elements are very important. The question which anchorage strategy provides the best stability is controversially discussed. Another aspect is the secondary stability. This stability is created by bone ingrowth into the porous macrostructured surface of the implant. This healing process is mainly disturbed by the micromotions in the implant-bone interface. These micromotions again occur during the primary stability phase.

Therefore the aim of this work is to analyze four anchorage strategies with screws and pegs. Accordingly the micromotions in the interface between the cranial shell and the bone joint are determined with the help of a computer simulation. For this reason at first the 3D models of each anchorage element and the cranial shell were created in the CAD software CATIA® v5, (Dassault Systems, France). In the next step these models were imported into the FEM software ANSYS Workbench® v11, (ANSYS, Inc, USA) and loaded with three load scenarios "Seated leg-crossing" (SLC), "Normal gait" (NG) and "Stumbling" (S). After the boundary conditions were applied the models were solved.

For the screws and the pegs the maximum von Mises stress and for the bone environment of each anchorage element the maximal shear stress was evaluated. Furthermore the micromotions of each anchorage strategy were analyzed in order to estimate the best strategy regarding the stability and the potential of bone ingrowth.

The current results show that the modification of the load scenario has more effect on the resulting micromotions than the choice of the used anchorage strategy. Therefore these anchoring elements can be chosen on the aspect of practical design and easy implantation.

EinLEITUNG

Im Jahr 2007 wurden bei mehr als 21.000 von 174.000 totalen Hüftgelenksoperationen in Deutschland Revisionsendoprothesen installiert [4]. Bei einer totalen Hüftgelenksoperation haben die orthopädischen Chirurgen normalerweise mehrere Optionen, die Primärstabilität der Implantatpfanne im natürlichen Knochenlager herzustellen. Dazu können verschieden große Schrauben mit variierender Anzahl oder einzelne, verschieden große Zapfen verwendet werden und in das natürlich periprothetische Knochenlager eingebracht werden.

Das Ziel der Hüftendoprothetik ist erreicht, wenn die sogenannte Sekundärstabilität hergestellt werden kann. Diese hängt maßgeblich vom Grad des postoperativen Knocheneinwuchses des Implantats ab. Die Zeitspanne von der Implantation zum festen Knocheneinwuchs wird bei Menschen mit ungefähr sechs Wochen angenommen [24]. Das Ausmaß der Osseointegration wird direkt von den Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface während der Heilung bzw. der Zeit der Primärstabilität beeinflußt [24, 29]. In-vivo Studien an Hunden zeigen, dass Mikrobewegungen von 0-28 µm das knöcherne Einwachsen nach sechs Wochen beziehungsweise drei Monaten postimplantativ ermöglichen [5, 22]. Mikrobewegungen von 150 µm und mehr wurden für Implantate gemessen bei denen das Einwachsen in den Knochen von Hundeoberschenkel für einen Zeitraum von bis zu einem Jahr ausblieb [5, 22]. Die Bildung von weniger stabilen Bindegewebe wird ebenso mit Mikrobewegungen von 150 µm in Verbindung gebracht, was in in-vitro postmortem Studien an menschlichen Femura nachgewiesen werden konnte [10]. Wie die Literatur in diesem Abschnitt zeigt, können die postoperativen Mikrobewegungen als Maß für die potentielle Langzeitstabilität von zementfreien Hüftendoprothesen angesehen werden.

Eine experimentelle in-vitro Studie, in der Mikrobewegungen an zwei Punkten des acetabulären Implantat-Knochen-Interface gemessen wurden, illustriert das moderate Anwachsen der Stabilität mit einer zusätzlichen Schraubenfixation in einer Exakt-Fit-Situation [18]. Zwei zur Zeit existierende in-vitro Studien bezüglich der Stabilität mit drei Schrauben im Vergleich zu zwei Mini-Zapfen unter der Belastung eines Verdrehmoments geben widersprüchliche Ergebnisse an, welche Verankerungsstrategie mehr Stabilität bietet [7, 17]. Dabei zeigen die Ergebnisse der gemessenen Mikrobewegungen an der acetabulären Peripherie einen Schwankungsbereich von bis zu 200 Prozent bezüglich den gemittelten Ergebnisse in einer bestimmten Gruppe [17]. Im Gegensatz zu experimentellen Versuchsaufbauten kann die quantitative Verteilung der Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface durch Computersimulationen mit Hilfe der Finiten-Elemente-Methode besser und einfacher bestimmt werden. Die jüngsten numerischen Untersuchungen zeigen, dass Schrauben die Mikrobewegungen lokal reduzieren und mit steigender Anzahl der Schrauben die Stabilität bis zu einem gewissen Ausmaß erhöhen [14, 15]. Die Stabilität kann erheblich erhöht werden, wenn die Schrauben weiter von einander entfernt positioniert werden bzw. näher an den Rand der Implantatpfanne gerückt werden [13]. Die Anwendung dieser Erkenntnisse gestaltet sich aber schwierig, da die Positionierung der Schrauben während der Operation durch das Design der Implantate und durch die Verfügbarkeit ausreichenden Knochenmaterials vorgegeben wird. Weiterhin gibt es immer noch Fragen bezüglich der besseren Primärstabilität durch einen Zapfen bzw. durch die Installation der Implantatpfanne mit Schrauben während der Revisionsoperation. Eine zweite unbeantwortete Frage in diesem Zusammenhang ist, welche Länge der ausgewählten Verankerungselemente von Vorteil ist.

Um die optimale Verankerungsstrategie diskutieren zu können, ist weiterhin die Auswirkung der jeweiligen Implantatkomponente auf die unmittelbare Knochenumgebung von Interesse. Dazu kann das initiale Bruchverhalten von Knochen herangezogen werden, dass z.B. durch einen statischen Vier-Punkt-Biegeversuch bestimmt wurde [6]. Für ideal zähe bis duktile Stoffe bei statischer Belastung ist für die Beurteilung besonders die Schubspannungshypothese nach Tresca geeignet [2]. Bei Winwood et al., 2006 und bei Zioupos et al., 2008 zeigt sich, dass die Spannungen im Knochen bis zum Versagen bei Scherbelastungen am geringsten sind und somit besonders für eine konservative Betrachtung der Knochenumgebung der Verankerungselemente geeignet ist. Die minimale ertragbare Scherbelastung reicht von 15-27 MPa für kortikalen Knochen [33, 35]. Für trabekulären Knochen wurde eine minimale ertragbare Spannung von 20 MPa gemessen [6].

Ein weiterer Aspekt, der im Zusammenhang mit der Stabilität der Implantatverankerung noch nicht vollständig geklärt ist, sind die Auswirkungen von Knochendefekten im Acetabulum und den umgebenden Bereichen, welche die Implatpfanne und deren Stabilität beeinflußen können. Bereits bei Pitto et al., 1998 wurden verschiedene Implantatkonstruktion bezüglich ihrer Stabilität unter dem Einfluß von Knochendefekten mit Hilfe von Mikrobewegungen untersucht. Der Verlust von unterstützender Knochenstruktur, der sich zum Teil durch die Lockerung des Erstimplantats einstellt, ist ein ernsthaftes Problem in der Revisionsendoprothetik, da die Möglichkeit einer guten Verankerung der neuen Prothese gefährdet wird [23]. Die auftretenden Knochendefekte können in zwei Grundformen von Defekten eingeteilt werden. Diese zwei Formen sind segmentale und kavitäre Defekte. Segmentalen Defekte bezeichnen den Verlust von Knochenmaterial in der Peripherie des Acetabulums. Kavitäre Defekte sind durch einen Volumenverlust der Knochenstruktur des Acetabulums bei intakter Peripherie gekennzeichnet [9]. Bei gleichzeitigem Auftreten entsprechen diese Defekte der orthopädischen Klassifikation Typ 2B [20].

Ziel dieser Arbeit ist es, vier der am häufigsten verwendeten und orthopädisch relevantesten Verankerungsstrategien zu untersuchen. Diese Strategien setzen sich aus zwei langen Schrauben, drei kurzen Schrauben, einem langen Zapfen und einem kurzen Zapfen zusammen. Um die Frage der optimalen Verankerung zu beantworten wird eine Finite Elemente Analyse durchgeführt.

 

Methodik

  • Erstellung des FE-Modells des Beckenknochens

     

    • Erstellung des Beckenmodells anhand eines CT-Datensatzes eines Körüerspenders mit Hilfe von MIMICS® v12 und CATIA®v5

       


      Abb. 1: A: Eckpunkte des STL-Datensatzes des Beckenknochens, B: rekonstruiertes 3D-CAD Modell des Beckens mit Freiformflächen, C: rekonstruiertes 3D-CAD Modell des Beckens mit Freiformflächen in der Revisionssituation

       


      Abb. 2: A: Beckenmodell in der Revisionssituation, B: reduziertes Beckenmodell mit Implantatkomponenten

       

    • Modellierung der Knochendefekte des Typs 2B nach Paprosky et al., 1994 mit einem kavitären und segmentalen Knochendefekt nach D‘Antonio, 1992

       


      Abb. 3: Reduziertes Beckenmodell mit Knochendefekten des Typs 2B mit A: drei Schrauben 6,5x25 mm und B: einem Zapfen 12x30 mm

       

    • Materialparameterzuweisung nach Taddei et al., 2007 und Zannoni et al., 1998

       


      Abb. 4: A: Schnittbild das hinteren Pfeilers aus dem CT-Datensatz, B: Assoziation der HU-Werte des CT-Datensatzes mit den Knoten des FE-Modells des Beckens, C: Darstellung der Verteilung der zugewiesenen E-Module des Beckenknochens

       

     

  • Modellierung der Verankerungsstrategien

     

    • Implantatkomponenten der untersuchten Verankerungsstrategien

       


      Tab. 1: Zu untersuchende Verankerungskombinationen aus dem Sortiment von ESKA Impants, Lübeck, Deutschland

       

      Aus Gründen des Kopierrechts kann die Abb. 5 nicht gezeigt werden.
      Abb. 5: Darstellung der vier untersuchten Modelle der Verankerungsstrategien, A: "kurzer Zapfen", B: "langer Zapfen", C: "2 lange Schrauben", D: "3 kurze Schrauben" (siehe Tabelle oben)

       

     

  • Randbedingungen und Lastszenarien

     

    • Lagerung der Modelle

       


      Abb. 6: Darstellung des Simulationsmodell mit "2 kurzen Schrauben" (siehe Tabelle 1) und mit dem Lastszenario "SLC", A: Gelenkkraft und B: Kraft aus dem Widerstandsmoment, sowie der Lagerung, C: Festlager und D: Loslager

       

    • Lastszenarien

       


      Abb. 7: Prizipskizze des Lastszenarios A: Beinüberschlag im Sitzen mit einer Gelenkkraft von 960 N und einer Impingementkraft von 750 N (SLC), B: Prinzipskizze des Lastszenarios Normaler Gang mit einer Gelenkkraft von 1820 N (NG), C: Prinzipskizze des Lastszenarios Stolpern mit einer Gelenkkraft von 4520 N (S)

       

     

  • Ergebnisauswertung

     

    • Gestaltänderungsenergiehypothese für die Verankerungselemente, Schubspannungshypothese für die Knochenumgebung und die 3D-Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface für die langfristige Verankerungsstrategie

       


      Abb. 8: Darstellung der Einsatzfelder der einzelnen Festigkeitshypothesen unter dem Einfluß der Belastungsart und des Materialverhaltens nach Bäumel, 2007

    Ergebnisse

     

    • Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface

       

      Aus Gründen des Kopierrechts kann die Abb. 9 nicht gezeigt werden.
      Abb. 9: Verteilung der Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface, knochenseitig, für das Lastszenario SLC bezüglich 150 µm (A: kurzer Zapfen, B: langer Zapfen, C: lange Schrauben, D: kurze Schrauben)

       

       

      Aus Gründen des Kopierrechts kann die Abb. 10 nicht gezeigt werden.
      Abb. 10: Verteilung der Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface, knochenseitig, für das Lastszenario S bezüglich 150 µm (A: kurzer Zapfen, B: langer Zapfen, C: lange Schrauben, D: kurze Schrauben)

       

     

    • Auswertung der von-Mises-Vergleichspannung in den Verankerungselementen

       

      Aus Gründen des Kopierrechts kann die Abb. 11 nicht gezeigt werden.
      Abb. 11: Maximale von-Mises-Vergeleichsspannungen in allen Verankerungselementen für alle drei Lastszenarien, die Bezeichnung der Schrauben erfolgt im Uhrzeigersinn vom ersten Loch rechts neben dem Zapfenloch aus der inferior-posterior Sicht

       

     

    • Schubspannungen im Implantat-Knochen-Interface

       


      Abb. 12: Maximale Schubspannungen im Implantat-Knochen-Interface für alle drei Lastszenarien. Der konservative Grenzwert für die Schubbelastung des Knochens beträgt 20 MPa

       

  • Ergebnisse mit Knochendefekten

     

    • Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface

       


      Abb. 13: Verteilung der Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface, knochenseitig mit der modellierten Knochendefektsituation des Typs 2B nach D’Antonio, 1992, für das Lastszenario SLC bezüglich 150 µm (A: kurzer Zapfen, B: kurze Schrauben)

       

       


      Abb. 14: Verteilung der Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface, knochenseitig mit der modellierten Knochendefektsituation des Typs 2B nach D’Antonio, 1992, für das Lastszenario S bezüglich 150 µm (A: kurzer Zapfen, B: kurze Schrauben)

       

     

    • Auswertung der von-Mises-Vergleichspannung in den Verankerungselementen

       


      Abb. 15: Maximale von-Mises-Vergleichsspannungen im kurzen Zapfen und den drei kurzen Schrauben für alle drei Lastszenarien unter Einfluß der Knochendefekte, die Bezeichnung der Schrauben erfolgt im Uhrzeigersinn vom ersten Loch rechts neben dem Zapfenloch aus der inferior-posterior Sicht

       

     

    • Schubspannungen im Implantat-Knochen-Interface

       


      Abb. 16: Maximale Schubspannungen im Implantat-Knochen-Interface für alle drei Lastszenarien unter dem Einfluß der modellierten Knochendefektsituation des Typs 2B nach D’Antonio, 1992. Der konservative Grenzwert für die Schubbelastung des Knochens beträgt 20 MPa

Fazit und aussichten

  • trotz der aussagekräftigen Ergebnisse ist die Auswahl einer idealen Verankerungsstrategie schwierig

     

    • es gilt ein Optimum zwischen der Belastung der Verankerungselemente, der Belastung des Knochenmaterials und der Mikrobewegungen im Implantat-Knochen-Interface unter Einfluß verschiedener Knochendefekte und Lastszenarien bzw. Bewegungszyklen zu finden

       

     

  • Optimierung der Ergebnisse zukünftiger Arbeiten durch Verbesserung des Beckenmodells

     

    • Verbesserung der Materialparameterzuweisung und Berücksichtigung der kortikalen Außenschicht

       

    • Berücksichtigung der unterstützenden Wirkung von Weichgewebe, Bändern und Muskelkräften

       

    • räumliche Einspannung des vollständigen Beckenmodells mit beiden Hälften mit einem Ringschluß durch die verwendeten Bänder und unterstützenden Muskelkräfte nach Phillips et al., 2007

       

    Möglichkeit der realistischen Charakterisierung, sowie der Auswahl der optimalen Verankerungsstrategie und der Analyse der Vorgänge in einer realisitschen Revisionssituation

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Originalarbeit

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Über den autor

Über den Autor

 

M. Eng., B. Eng. Andreas Schaller, geboren am 20.11.1980 in Arnstadt.

 

1991-1997J.-G.-Herder Gymnasium, Arnstadt
Auslandsjahr 1997/98Give High School-Programm, Mays Landing, New Jersey, USA
1998-2000Neideck-Gymnasium, Arnstadt
2000-2001Grundwehrdienst, Kraftfahrzeug- und Panzerschlosser
2001-2004Diplomstudiengang Maschinenbau, TU-Dresden
2004-2007Bachelorstudiengang Maschinenbau, HTWK-Leipzig
2007-2009Masterstudiengang Maschinenbau, HTWK-Leipzig
Auslandssemester WS 2008/09University of the West of Scotland (UWS), Paisley, UK

Impressum

Autor 
 
M. Eng., B. Eng. Andreas Schaller
Labor für Biomechanik, Orthopädische Klinik und Poliklinik Leipzig
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D-04103 Leipzig
s.stuff(at)web.de
Betreuer (HTWK-Leizig) 
 
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OA Dr. med. Roger Scholz
Medizinischer Leiter
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Liebigstr. 20
D-04103 Leipzig
Roger.Scholz(at)medizin.uni-leipzig.de