Elülső keresztszalag pótlásnál alkalmazott rögzítések

Az Országos Sportegészségügyi Intézet, Sportsebészeti Osztály közleménye

Elülső keresztszalag pótlásnál alkalmazott rögzítések I. Az ideális graftrögzítés

DR. PAVLIK ATTILA, DR. HIDAS PÉTER, DR. TÁLLAY ANDRÁS, DR. BERKES ISTVÁN Érkezett: 2004. január 8.

ÖSSZEFOGLALÁS Az elülső keresztszalag rekonstrukció technikája az elmúlt évtizedekben igen nagy fejlődésen ment keresztül. A különböző graftok csontcsatornában való rögzítése különböző módszereket tesz szükségessé. Ezek közül az állandóan fejlődő rögzítési módszerek közül kell a sebésznek kiválasztania a számára ideálist. Ehhez ismernie kell a rögzítések biomechanikai és biológiai tulajdonságait is, amelyek nemcsak megfelelően erős rögzítést adnak, hanem a graftok biológiai beépülését is elősegítik. Jelen tanulmány célja az elülső keresztszalag rekonstrukció graftrögzítésének az irodalmi áttekintése és a közölt biomechanikai eredmények összefoglalása. Az első részben az ideális graftrögzítés tulajdonságait és a laboratóriumi vizsgálómódszereket mutatjuk be, míg a második rész az egyes graft típusok különböző rögzítési módszerei biomechanikai vizsgálatainak az eredményeit ismerteti. A módszereiben és körülményeiben különböző laboratóriumi eredmények összefoglaló áttekintése és értékelése az ideális graftrögzítés kiválasztásában nyújt segítséget. Kulcsszavak: Térdízület – Műtéti kezelés; Elülső keresztszalag – Fiziopatológia; Csont-transzplantáció; Transzplantáció, autológ; Rögzítéstechnika; Ínszalagok – Transzplantáció; Biomechanika; Szakítószilárdság; Anyagvizsgálat; Terhelhetőség; A. Pavlik, P. Hidas, A. Tállay, I. Berkes: Fixation methods following ACL reconstruction. I. The ideal graft fixation The technique in ACL reconstruction had a great development in the last decades. The different grafts need different fixation methods in the tunnel. Plenty of more and more improved techniques are available to choose from to find the ideal solution to the problem. Biomechanical and biological properties need to be known not only because of the stability, but because of the biological behaviour as well. The aim of this study is to give a literary review on different fixation methods in ACL reconstruction and to give a summary of the biomechanical results. In part one the characteristics of ideal graft fixation methods and the laboratory evaluation methods are introduced and in part two the results of the biomechanical investigations of different graft fixation methods are discussed. This summary of laboratory results gives a great help to choose the ideal graft fixation method. Key words:

Knee joint – Surgery; Anterior cruciate ligament – Physiopathology; Bone transplantation; Transplantation, autologous; Suture techniques; Tendons – Transplantation; Biomechanics; Tensile strength; Materials testing; Weight-bearing;

BEVEZETÉS Az elülső keresztszalag (LCA) sérüléseinek száma az elmúlt évtizedekben megnövekedett. A keresztszalag szakadása az aktív populációnál a térdízület instabilitásához vezet, ami sebészi rekonstrukcióval, a szalag pótlásával kezelhető. A műtét sikerességét számos tényező befolyásolja: a műtét időzítése, a graftválasztás, a furatok megfelelő elhelyezése, a graft megfelelő megfeszítése és rögzítése, valamint a posztoperatív rehabilitáció. Ezek közül az utóbbi években drámai módon megnövekedett a graft biztonságos rögzítésének a jelentősége, mivel Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet  2005. 48. 2.

101

a térdszalag-műtéteket követő legújabb, akcelerált rehabilitációs protokollok az azonnali teljes mozgásterjedelem és a korai testsúlyterhelés elérését, valamint a neuromuscularis funkció, a propriocepció mielőbbi visszaállítását javasolják (40). A biomechanikai vizsgálatok szerint aktív quadriceps működéskor létrejövő térdextenzió közben, tehát a rehabilitáció során a graftra ható erő 200 N-ig terjed (25). Minimálisan ezt az erőhatást kell mind a graft anyagának, mind a rögzítésnek elviselnie. Több szerző véleménye szerint a korai posztoperatív szakban a graft rögzítése képezi a teljes rendszer leggyengébb láncszemét (3, 21, 23, 33, 42). Jelenleg nem ismerünk olyan rutinszerűen használt graftrögzítést, amelynek a szakítószilárdsága és a merevsége megközelítené az ép keresztszalagét vagy a pótláshoz használt graftokét. Savio Woo és munkatársai adatai szerint az ép LCA szakítószilárdsága fiataloknál 2160 N, középkorúaknál 1503 N, időseknél pedig 658 N (50). Noyes és munkatársai fiataloknál 1730 N-t, időseknél 734 N-t mértek (31). A szalag merevsége is csökken az életkorral, Woo adatai szerint 242 N/mm-ről 180 N/mm-re (50), míg Noyes 182 N/mm merevséget talált fiataloknál, amely idős korra 129 N/mm-re csökkent (31). A pótlásra használt graftok biomechanikai paraméterei meghaladják az intakt LCA-ét, a patella ín graft 2977 N szakítószilárdsággal és 455 N/mm merevséggel bír (8), míg a négyszerezett hamstring ín graft szakítószilárdsága 4090 N, merevsége pedig 776 N/mm (I. Táblázat) (14). I. táblázat Az LCA és az LCA-pótlásnál alkalmazott graftok szakítószilárdsága és merevsége Graft típus

Szakítószilárdság (N)

Merevség (N/mm)

Intakt LCA fiatal

2160±157 (50)

242±28 (50)

Intakt LCA idős

658±129 (50)

180±25 (50)

Csont–patella ín–csont

2977±516 (8)

455±56 (8)

Négyszerezett hamstring

4090±295 (14)

776±204 (14)

Csont–quadriceps ín

2353±495 (43)

326±71 (43)

A paraméterek, melyeket a biomechanikai laboratóriumokban mérni tudunk a szalagrekonstrukció nulla időpontjában a következők: szakítószilárdság, merevség, a szakadásig való megnyúlás, a szakadás módja. A vizsgálatok számítógéppel kontrollált szakítógéppel történnek. A vizsgálni kívánt graft- és rögzítéstípus terhelése állandó sebességgel történik, a szakítógép regisztrálja az erő–elmozdulás görbét. Ennek maximuma adja a maximális terhelhetőséget, a görbe meredekségéből kaphatjuk meg a merevséget. A szakadás módját a vizsgáló személyek rögzítik. A maximális terhelhetőség vizsgálata (load to failure) a graft és a rögzítés által elviselt legnagyobb erő mértékéről ad információt, míg a ciklikus vizsgálatok eredményei a posztoperatív szakban a graftot és a rögzítést érő ismétlődő terhelésekkel (járás, rehabilitáció) szembeni ellenállást jellemzik. Azonban a biomechanikai vizsgálatok eredményeinek az értékelésénél figyelembe kell vennünk azt is, hogy a vizsgálati módszerek nagymértékben befolyásolhatják a kapott eredményeket (23). A közlemény célja az elülső keresztszalag pótlásánál felhasználható graftrögzítések ideális tulajdonságainak az összefoglalása és az irodalomban közölt biomechanikai vizsgálatok módszereinek a bemutatása. A sebész számára fontos a rögzítési technikák különbségeinek és ezek biológiai következményeinek az ismerete. Az LCA-pótlást követő rehabilitációt az 102

Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet  2005. 48. 2.

alkalmazott műtéti technika és annak biomechanikai háttere ismeretében szükséges megtervezni. IDEÁLIS GRAFTRÖGZÍTÉS Napjainkban a csont–patella ín–csont, a semitendinosus és gracilis ín, valamint a csont– quadriceps ín graft a leggyakrabban használt szalagpótló anyagok a keresztszalag rekonstrukcióknál (37). A különböző graftok különböző rögzítési technikákat tesznek szükségessé. A használatban lévő rögzítési technikák a lágyszövet graftok (semitendinosus és gracilis ín, quadriceps ín), illetve a csontblokkok csontcsatornában és az ízfelszíntől távoli periosteumhoz való rögzítési típusait tartalmazzák. A rögzítésnek elég erősnek és merevnek kell lennie, hogy megfeleljen a jelenlegi rehabilitáció követelményeinek, minimalizálnia kell a graft mozgásait a csontcsatornában és ciklikus terhelés esetén nem szabad megcsúsznia, elkerülve evvel a graft fokozatos kilazulását a posztoperatív szakban (1, 3, 10, 16, 19, 21). A graft rögzítésének két lényeges szempontja van. Az egyik a rögzítés biomechanikai tulajdonsága, hogy a műtétet követően már közvetlenül megfelelő szakítószilárdsággal és merevséggel rendelkezzen, egyrészt a rehabilitáció, másrészt a mindennapi élet során az LCA-ra ható erőket figyelembe véve. A másik a biológiai tulajdonsága, hogy a graft csontcsatornába való beépülése szempontjából pozitív hatással bírjon, tehát elősegítse, de semmiképp ne gátolja azt (3). Ezen kívül a rögzítésnek az eredeti szalag anatómiai eredésének megfelelően kellene történnie és idővel megengednie a szövettani átmeneti zónának a biológiai visszaállását a szalagtól a rostos porcon és a meszes rostos porcon át a csontig (10). Ennek az átmeneti zónának a kialakulása biztosítja hosszútávon a graftnak az eredeti LCA-hoz hasonló terhelhetőségét. Jelenleg minden szempontból ideális graftrögzítés nem ismert. BIOMECHANIKAI TULAJDONSÁGOK Szakítóerő A kérdés az, hogy az LCA-rekonstrukció számára mekkora szakítószilárdság szükséges a mindennapi élet és a progresszív rehabilitáció számára, és ehhez hogyan viszonyulnak a graft rögzítéseinek biomechanikai adatai? Az LCA-rekonstrukció szakítószilárdsága két részből áll, a graft anyagának és a graft rögzítésének a szakítószilárdságából. Az jól ismert tény, hogy a napjainkban használt graftok szakítószilárdsága közvetlen a műtétet követően messze meghaladja a graft rögzítésének a szakítószilárdságát, és messze meghaladja a rehabilitáció és a mindennapi élet során a graftra ható erők nagyságát is. A posztoperatív szakban azonban már a graft anyagának meggyengülésével is számolnunk kell, mivel a graft szövettani szempontból remodelláción megy keresztül, aminek során kezdetben a szövetek nekrózisa, meggyengülése következik be (13, 29, 42). Erre vonatkozóan kevés adat áll rendelkezésre. Grana nyulaknál elvégzett szövettani és biomechanikai vizsgálatai szerint három hét után már a graft anyaga lesz a leggyengébb és nem a rögzítés. A graft szakítószilárdsága körülbelül a 8. hét után kezd ismét növekedni (13). McFarland adatai szerint a szakítóerő még négy hónap után sem éri el az eredeti szintet, ezért véleménye szerint az izometriás elhelyezés igen lényeges a graftra ható erők csökkentése miatt (29). Saját – még nem közölt – disznó térdeken végzett vizsgálatok szerint a posztoperatív szakban három hét után még a rögzítés, 6 hét után a graft bizonyult a gyengébbnek. A kutatások szerint ésszerű feltételezni, hogy normál körülmények között a biológiai szövetek a szakítóterhelésük mindössze egytizedét, de nem többet, mint egyötödét kapják. Így a natív LCA szakítószilárdsága alapján történt becslés szerint a mindennapi élethez az Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet  2005. 48. 2.

103

elülső keresztszalag számára 450–500 N szakítóerő szükséges (9, 31). Hasonló adatokat közölt Rupp is, akinek in vitro vizsgálatai során az LCA-ra 400 N alatti erők hatottak (36). A graft túlfeszítése viszont megnöveli az LCA grafton belül ébredő erőket, így egy túlfeszített graftban ennél jóval nagyobb erők is ébredhetnek a rehabilitáció során (25). A posztoperatív szakban a fájdalom miatt a beteg csak kisebb mértékben terheli térdízületét, mint a normál mindennapi életben, így a graftot terhelő erőhatások is feltételezhetően kisebbek (9). A biomérnök Morrison a korai hetvenes években írt az LCA-val és LCP-vel kapcsolatos erőkről (30). Adatai szerint az LCA-ra ható erő vízszintes talajon járáskor 169 N, lépcsőn felfelé 67 N és lépcsőn lefelé 445 N. Markolf és munkatársai kadáver modellt használva – mely figyelmen kívül hagyja az izomerőket – vizsgálták az LCA-ra, a patella ín graftra és egy túlfeszített (+45 N) patella ín graftra ható erőket. A patella ín graft (297 N) magasabb erőket mutatott a natív LCA-nál és a túlfeszítés is megnövelte a grafban mért erőt (497 N) (25). Egy hasonló munkában Markolf az LCP-ben ébredő erőket vizsgálva mérte az erőket natív LCP és patella ín graft esetén. Az LCP-ben mért erők sokkal alacsonyabbak voltak, általában kevesebbek, mint 100 N. A nagyobb erők, amelyek néhány graftban mérhetők voltak hyperextenzió és hyperflexió során, a szerzőket arra késztették, hogy ezeknek a mozgásoknak a kerülését javasolják a műtétet követően (26). Shelbourne és Gray adatai szintén azt bizonyítják, hogy a mindennapi életben az LCA-ra ható erő nem haladja meg a 450 N-t. Egy klinikai vizsgálat során 248 N szakítószilárdságú gombot használtak csont–patella ín–csont graft rögzítésére, és ezt követően akcelerált rehabilitációt alkalmaztak. Az utánvizsgálatuk eredményei kitűnő eredményeket mutattak, tehát az akcelerált rehabilitáció nem károsította a 248 N szakítóerejű graftrögzítést (40). Merevség A merevség a terhelés–megnyúlás görbe lineáris szakaszának a meredeksége és általában N\mm mértékegységben használják. Amikor a graftot és a rögzítését húzóerővel terhelik, a graftban és a rögzítésben elmozdulás jön létre, ami a merevségével egyenesen arányos. A jelenleg használt graftrögzítések kevésbé merevek, mint a natív LCA és a választható graftok. Így a rendszert egy lánccal lehet összehasonlítani, amelyet mindkét végén egy rugalmas kötél rögzít egy oszlophoz. Amikor egy erő hat a láncra, a rugalmas kötél – nem a lánc – fog megnyúlni a húzás alatt. Mechanikailag az ínrögzítési technikák többsége kevésbé merev, mint a csontblokk interferencia csavarral történő rögzítése (12, 18, 21, 32, 44, 45). Így a végső szakítószilárdság elérése közben az íngraftoknál alkalmazott szerkezetek megnyúlhatnak, vagy megcsúszhatnak, mielőtt elszakadnak, lazaságot eredményezve a graftban. Más mérések viszont éppen az újabban alkalmazott ínrögzítések nagyobb merevségét igazolták (19, 23). Sok ínrögzítési mód indirekt. Ez azt jelenti, hogy egy összekötőanyag kerül a graft és a rögzítés közé. Egy biomechanikai vizsgálat összehasonlította a ciklikus terheléstől származó alakváltozást patella ín graft és megnégyszerezett hamstring graftok esetén, és azt találta, hogy a tape és a szövet átmenetnek jelentősen nagyobb alakváltozása volt (5.4%), mint a tapenek (2.9%), illetve a szövetnek (1.1%) önmagában (41). Ha a megnyúlás az összekötéssel egy vonalban alakul ki, akkor ezt „bungee cord”, vagyis „rugalmas kötél” hatásnak nevezik (11). Az itt létrejövő nyíróerők felelhetnek a csatorna kiszélesedésért, ami a „windshield-wiper”, vagyis a „ablaktörlő” hatás néven is ismert. Az eredeti keresztszalagban a rögzítési pont az ízületi felszínre esik. Ugyanakkor az inakat rögzítő szerkezetek, úgymint a kapcsok, csavarok, lágyrész alátétek az ízületi felszíntől távol rögzítenek. Mivel az interferencia-rögzítés az ízületi felszínhez közel helyez104


kedik el, a térdflexió különböző helyzeteiben növeli a stabilitást, és szintén javítja a graft izometriáját (3). BIOLÓGIAI TULAJDONSÁGOK A graftnak a csontcsatornába való erős és merev beépülése alapvető az LCA-pótlás sikeressége szempontjából. A beépülést elősegítő tényezők azonosítása a graftok gyorsabb beépülése révén egy gyorsabb rehabilitációt tenne lehetővé. Két olyan tényező van, amelyeknek biztosan szerepe van a beépülésben, a graft–csontcsatorna kölcsönhatása és a graft rögzítése (42). A graft és a csontcsatorna kölcsönhatása során az egyes rögzítéstípusoknál különbözhet a csatorna falához való kompresszió mértéke és hossza, ami szintén befolyásolhatja a beépülést. A beépülés erőssége függ a graft és a csontcsatorna egymáshoz kapcsolódó felszínének a kiterjedésétől is (33). Emellett a különböző rögzítések eltérő módon és helyen kapcsolódnak a grafthoz, például az interferencia csavar közvetlen spongiosa csonthoz, míg például az Endobutton távol, corticalis csonthoz kapcsolódik. Egyes vizsgálatok szerint a csontblokk beépülése a csontcsatornába gyorsabb, mint az inak beépülése (37, 46), de az alapkutatások ebben a témában még nem egyértelműek. Clancy és munkatársai az első szövettani vizsgálat során megállapították, hogy rhesus majmoknál 8 héttel a műtétet követően a csont–patella ín–csontgraft a csontfuratba szövettanilag beépült (7). Tomita és munkatársai három héttel a beültetést követően a csontblokk beépülését erősebbnek találták a csontcsatornába, mint az ín beépülését (46). A három hónap után elvégzett biomechanikai tesztek során a rekonstruált graft ínszöveten belüli szakadása történt minden esetben, csontos kiszakadás nem volt megfigyelhető, így bizonyítva a csontos csatornába való beépülést. Egy kutya extraarticularis ínmodellben az íngraft a műtét után 12 hétig volt kihúzható a csontcsatornából, azt mutatva, hogy az ín addig még nem épült be. A graft extraarticularis volt, a hosszú ujj extenzorín, amely tapadását distalisan meghagyták, tehát nem egy intraarticularis szabad graft (33). Ugyanakkor az íngraft beépülését gyorsabbnak is kimutatták. Egy nyúl modell, amelynél a semitendinosus szabadgraftot intraarticularisan helyezték be csontcsatornán keresztül, és öltésekkel rögzítették, azt mutatta, hogy a graft három héten belül beépült a csatornába (13). Egy hasonló LCA-pótlás kísérletben juhoknál a felszívódó csavarral történt szabad, autológ Achilles–ín graft esetén, a szakadás intraligamentarisan következett be 6 hét után (48). Singhatat és munkatársai azt vizsgálták, hogy különböző rögzítések alkalmazása esetén hogyan változik az íngraft rögzülésének az erőssége a beültetést követően. Kimutatták, hogy a rögzítés befolyásolja a graft beépülésének erősségét, mivel az általuk összehasonlított felszívódó interferencia csavar (Arthrex, Naples, USA) és WasherLock (Arthrotec,Warsaw, USA) alkalmazása esetén négy héttel a beültetést követően a kiszakítószilárdság az interferencia csavaros csoportban csökkent, míg a WasherLock-csoportban nem változott szignifikánsan, a merevség az interferencia csoportban nem változott, de szignifikánsan nagyobbnak mutatkozott a WasherLock-csoportban (42). Az állatkísérletek alapján tehát nincs egyértelmű bizonyíték arra, hogy a csontblokk beépülése gyorsabb, mint a lágyszövet gyógyulása a csontcsatornába. A testsúlyterhelés és a rehabilitációs torna növeli az igénybevételt, így az új szalagnak reagálnia kell erre. Ezek a terhelések már akkor is bekövetkeznek, amikor a rekonstrukció leggyengébb láncszeme a rögzítés. Laboratóriumi vizsgálatok szerint még alacsony ciklikus terhelés (110 N alatt) is a graft csontcsatornájának nyíróterhelését okozza (4), ami például a csontcsatorna kiszélesedéséhez vagy a graft károsodásához vezethet. A rögzítés ereje és merevsége a kulcs, hogy ez a graft–csontcsatorna mozgás károsítja-e a gyógyulási folyamatot. Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet  2005. 48. 2.

105

BIOMECHANIKAI VIZSGÁLÓMÓDSZEREK Az irodalomban fellelhető biomechanikai vizsgálatok módszerei nagymértékben különböznek egymástól, megnehezítve a különböző rögzítési módok összehasonlítását (II. táblázat) (5, 6, 12, 17, 18-21, 23, 28, 32, 35, 45, 49). Nemcsak az LCA, hanem a graft anyagának és a rögzítéseknek a biomechanikai tulajdonságai (merevség, szakítószilárdság) is függenek a fajtól, az életkortól, a teszt sebességétől, az előkészítéstől és a teszt irányultságától (31, 34, 39, 50). A szalagrekonstrukciók nulla időpontjában a laboratóriumokban mérni tudjuk a különbségeket a szakítószilárdság, a merevség, a szakadásig való megnyúlás és a szakadás módja területén. Merevségre vonatkozó adat, amelyből az eszköz szakadásig való megnyúlására következtethetünk, nem szerepel minden biomechanikai vizsgálatban. A csontdenzitás egy másik olyan változó, amelynek értéke különbözik a vizsgálatok során. A csontsűrűség befolyásolja az inak interferencia csavaros rögzítése szakítószilárdságának eredményeit, és fontos lehet egyéb rögzítési módoknál is (4). Az állatkísérletek eredményei, amelyeknél a csontsűrűség magasabb és egyenletesebb, magasabb szakítószilárdsági értékeket adtak, mint embereknél interferencia csavaros rögzítés esetén (23). Az idős kadáverek csontsűrűsége az LCA szakadást szenvedő fiatal sérültek csontsűrűségének kevesebb, mint a fele lehet (5, 39). A kadáverek hiánya miatt egy egyedet gyakran több alkalommal is tesztelnek. A laboratóriumi technika gyakran eltér a klinikai gyakorlatban alkalmazottól. Például az interferencia csavart közvetlen szem előtt helyezik be, minimálisra csökkentve a divergencia előfordulását, ami in vivo gyakrabban előfordul (22). Ha a vizsgálat tárgyát a csatorna irányában terhelik, akkor kisebb lehet a kiszakítóerő, mintha azt szögben terhelnék, ami viszont növeli a nyíróerőket (2, 15). A csont illetve az ín szerkezetének viszkoelasztikus tulajdonságai különbözősége miatt a graft terhelésének az aránya hatással van a merevségre. A posztoperatív rehabilitáció és a mindennapi járás a graftot ciklikusan terheli meg, és nem nyerünk erre vonatkozóan pontos információkat a graftrögzítés zéró időpontjában végzett statikus mérésekkel, amelyekkel az egyszeri erőhatással szembeni szakítószilárdságot és merevséget határozzuk meg. Ciklikus tesztek viszont még csak kisebb számban állnak rendelkezésre. II. táblázat Biomechanikai vizsgálati módszerek Graft-típus

Terhelés sebessége

Rögzítés típusa

Patella ín:

Interferencia csavar

humán kadáver

(fém, felszívódó)

állat (marha, sertés, nyúl, bárány) Hamstring inak

1 mm/sec.  51 cm/min.

Quadriceps ín

Csavarra felfüggesztés Press-fit Endobutton Bone Mulch Screw RigidFix

FEMORALIS ÉS TIBIALIS RÖGZÍTÉS Két kulcsfontosságú különbséget kell figyelembe venni a femoralis és a tibialis rögzítés összehasonlításánál, a csontdenzitást és a graft tapadási területén ható erő szögét. A csont minősége és geometriája különbözik a tibiánál és a femurnál (4). A tibia metaphysisének 106


DEXA (Dual Photon Absorptometry) vizsgálattal nyert csontsűrűség értéke alacsonyabb volt, mint a femur metaphysisének értéke idősebb kadávereknél és fiatal nőknél egyaránt (47). Ezzel összhangban vannak Kohn és Rose, illetve Scheffler vizsgálatának eredményei, akik a csontblokk interferencia rögzítésénél alacsonyabb szakítószilárdságot találtak a tibialis, mint a femoralis rögzítésnél (18, 38). A graftra ható erő vonala általában egybeesik a tibialis csatorna irányával. A testsúlyterhelésnél, ami nyújtáskor van, a graftot terhelő erő iránya ferde a femoralis csatornára. Radiológiai vizsgálatok kimutatták, hogy a femoralis csatorna nem esik egy vonalba a grafttal a térd körülbelül 90–100 fokban való behajlításáig (24). Ezek alapján a tibialis és a femoralis rögzítésre különböző nagyságú erők hatnak a posztoperatív szakban. MEGBESZÉLÉS A graftrögzítés a szalagrekonstrukciók leggyengébb láncszeme a korai posztoperatív szakban, mielőtt a mechanikus rögzítés biológiai rögzítéssé alakul (3, 21, 23, 33, 42). Az azonnali és biztos rögzítések elősegítik a rehabilitációt, siettetik az izomtónus és izomerő visszaállását, és javítják a beteg kilátásait. Az elülső keresztszalag pótlás sebészi technikájának fejlődése már lehetővé tette a végtag neuromuscularis funkciójához való azonnali visszatérést, a műtétet követően. A rögzítésnek nemcsak ezeknek a korai fiziológiás erőknek kell ellenállnia, de a graft teljes egészének a beépülését is segítenie kell (42). Jelenlegi ismereteink alapján azt a következtetést vonhatjuk le, hogy az LCA graft rögzítésének legalább 500 N szakítóerővel kell rendelkeznie – feltételezve, hogy a graft nincs túlfeszítve – ahhoz, hogy akcelerált rehabilitációt alkalmazhassunk a graft károsításának és így a térd stabilitásának a veszélyeztetése nélkül (23). A rögzítésnek az eredeti szalag anatómiai eredésének megfelelően kellene történnie és idővel megengednie a szövettani átmeneti zónának a biológiai visszaállását a szalagtól a rostos porcon és a meszes rostos porcon át a csontig. A biológiai környezetnek a manipulálása a génterápia vagy a szöveti technikák révén a jövőben gyorsíthatja a graft beépülését (27). Ahhoz, hogy a jövőben igényeinknek minél inkább megfelelő biztonságos rögzítéseket tudjunk alkalmazni, ismernünk kell a rögzítési technikák eddigi biomechanikai tesztjeit. Az eredmények összehasonlító elemzése lehetőséget nyújt a legjobb, legbiztonságosabb módszer kiválasztására, illetve az általunk alkalmazott technikához a megfelelő rehabilitációs protokoll használatára. IRODALOM 1.

Becker R., Voigt D., Starke C., Heymann M., Wilson G. A., Nebelung W.: Biomechanical properties of quadruple tendon and patellar tendon femoral fixation techniques. Knee Surg. Sports Traumatol. Arthrosc. 2001. 9: 337342.

2.

Boszotta H.: Arthroskopische femorale Press-fit-Fixation des Lig.-patellae-Transplantats beim Ersatz des vorderen Kreuzbands. Artroskopie. 1997. 10: 126-132.

3.

Brand J. Jr., Weiler A., Caborn D. N., Brown C. H. Jr., Johnson D. L.: Graft fixation in cruciate ligament reconstruction. Am. J. Sports Med. 2000. 28: 761-774.

4.

Brand J. C. Jr., Pienkowski D., Steenlage E., Hamilton D., Johnson D. L., Caborn D. N.: Interference screw fixation strength of a quadrupled hamstring tendon graft is directly related to bone mineral density and insertion torque. Am. J. Sports Med. 2000. 28: 705-710.

5.

Brown C. H. Jr., Hecker A. T., Hipp J. A., Myers E. R., Hayes W. C.: The biomechanics of interference screw fixation of patellar tendon anterior cruciate ligament grafts. Am. J. Sports Med. 1993. 21: 880-886.


107

6.

Caborn D. N., Urban W. P. Jr., Johnson D. L., Nyland J., Pienkowski D.: Biomechanical comparison between BioScrew and titanium alloy interference screws for bone-patellar tendon-bone graft fixation in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy. 1997. 13: 229-232.

7.

Clancy W. G. Jr., Narechania R. G., Rosenberg T. D., Gmeiner J. G., Wisnefske D. D., Lange T. A.: Anterior and posterior cruciate ligament reconstruction in rhesus monkeys. J. Bone Joint Surg. 1981. 63-A: 1270-1284.

8.

Cooper D. E., Deng X. H., Burstein A. L., Warren R. F.: The strength of the central third patellar tendon graft. A biomechanical study. Am. J. Sports Med. 1993. 21: 818-823.

9.

Frank C. B., Jackson D. W.: The science of reconstruction of the anterior cruciate ligament. J. Bone Joint Surg. 1997. 79-A: 1556-1576.

10. Fu F. H., Bennett C. H., Lattermann C., Ma C. B.: Current trends in anterior cruciate ligament reconstruction. Part I: Biology and biomechanics of reconstruction. Am. J. Sports Med. 1999. 27: 821-830. 11. Fu F. H., Bennett C. H., Ma C. B., Menetrey J., Lattermann C.: Current trends in anterior cruciate ligament reconstruction. Part II. Operative procedures and clinical correlations. Am. J. Sports Med. 2000. 28: 124-130. 12. Gerich T. G., Cassim A., Lattermann C., Lobenhoffer H. P.: Pullout strength of tibial graft fixation in anterior cruciate ligament replacement with a patellar tendon graft: interference screw versus staple fixation in human knees. Knee Surg. Sports Traumatol. Arthrosc. 1997. 5: 84-88. 13. Grana W. A., Egle D. M., Mahnken R., Goodhart C. W.: An analysis of autograft fixation after anterior cruciate ligament reconstruction in a rabbit model. Am. J. Sports Med. 1994. 22: 344-351. 14. Hamner D. L., Brown C. H. Jr., Steiner M. E., Hecker A. T., Hayes W. C.: Hamstring tendon grafts for reconstruction of the anterior cruciate ligament: biomechanical evaluation of the use of multiple strands and tensioning techniques. J. Bone Joint Surg. 1999. 81-A: 549-557. 15. Hidas P., Pavlik A., Czigány T., Berkes I.: Az elülső keresztszalag rekonstrukciónál alkalmazott press fit rögzítés biomechanikai értékelése. Magyar Traumatológia Ortopédia Kézsebészet Plasztikai Sebészet, 2002. 45: 126141. 16. Honl M., Carrero V., Hille E., Schneider E., Morlock M. M.: Bone-patellar tendon-bone grafts for anterior cruciate ligament reconstruction: an in vitro comparison of mechanical behavior under failure tensile loading and cyclic submaximal tensile loading. Am. J. Sports Med. 2002. 30: 549-557. 17. Johnson L. L., vanDyk G. E.: Metal and biodegradable interference screws: comparison of failure strength. Arthroscopy. 1996. 12: 452-456. 18. Kohn D., Rose C.: Primary stability of interference screw fixation. Influence of screw diameter and insertion torque. Am. J. Sports Med. 1994. 22: 334-338. 19. Kousa P., Jarvinen T. L., Vihavainen M., Kannus P., Jarvinen M.: The fixation strength of six hamstring tendon graft fixation devices in anterior cruciate ligament reconstruction. Part I: femoral site. Am. J. Sports Med. 2003. 31: 174-181. 20. Kousa P., Jarvinen T. L., Vihavainen M., Kannus P., Jarvinen M.: The fixation strength of six hamstring tendon graft fixation devices in anterior cruciate ligament reconstruction. Part II: tibial site. Am. J. Sports Med. 2003. 31: 182-188. 21. Kurosaka M., Yoshiya S., Andrish J. T.: A biomechanical comparison of different surgical techniques of graft fixation in anterior cruciate ligament reconstruction. Am. J. Sports Med. 1987. 15: 225-229. 22. Lemos M. J., Albert J., Simon T., Jackson D. W.: Radiographic analysis of femoral interference screw placement during ACL reconstruction: endoscopic versus open technique. Arthroscopy. 1993. 92: 154-158. 23. Magen H. E., Howell S. M., Hull M. L.: Structural properties of six tibial fixation methods for anterior cruciate ligament soft tissue grafts. Am. J. Sports Med. 1999. 27: 35-43. 24. Malek M. M., DeLuca J. V., Verch D. L., Kunkle K. L.: Arthroscopically assisted ACL reconstruction using central third patellar tendon autograft with press fit femoral fixation. Instr. Course Lect. 1996. 45: 287-295. 25. Markolf K. L., Gorek J. F., Kabo J. M., Shapiro M. S.: Direct measurement of resultant forces in the anterior cruciate ligament. An in vitro study performed with a new experimental technique. J. Bone Joint Surg. 1990. 72-A: 557-567. 26. Markolf K. L., Slauterbeck J. R., Armstrong K. L., Shapiro M. S., Finerman G. A.: A biomechanical study of replacement of the posterior cruciate ligament with a graft. Part II: Forces in the graft compared with forces in the intact ligament. J. Bone Joint Surg. 1997. 79-A: 381-386. 108


27. Martinek V., Latterman C., Usas A., Abramowitch S., Woo S. L., Fu F. H., Huard J.: Enhancement of tendon-bone integration of anterior cruciate ligament grafts with bone morphogenetic protein-2 gene transfer: a histological and biomechanical study. J. Bone Joint Surg. 2002. 84-A: 1123-1131. 28. Matthews L. S., Lawrence S. J., Yahiro M. A., Sinclair M. R.: Fixation strength of patellar tendon-bone grafts. Arthroscopy. 1993. 9: 76-81. 29. McFarland E. G., Morrey B. F., An K. N., Wood M. B.: The relationship of vascularity and water content to tensile strength in a patellar tendon replacement of the anterior cruciate in dogs. Am. J. Sports Med. 1986. 14: 436-448. 30. Morrison J. B.: The mechanics of the knee joint in relation to normal walking. J. Biomech. 1970. 3: 51-61. 31. Noyes F. R., Grood E. S.: The strength of the anterior cruciate ligament in humans and Rhesus monkeys. J. Bone Joint Surg. 1976. 58: 1074-1082. 32. Pena F., Grontvedt T., Brown G. A., Aune A. K., Engebretsen L.: Comparison of failure strength between metallic and absorbable interference screws. Influence of insertion torque, tunnel-bone block gap, bone mineral density, and interference. Am. J. Sports Med. 1996. 24: 329-334. 33. Rodeo S. A., Arnoczky S. P., Torzilli P. A., Hidaka C., Warren R. F.: Tendon-healing in a bone tunnel. A biomechanical and histological study in the dog. J. Bone Joint Surg. 1993. 75: 1795-1803. 34. Rogers G. J., Milthorpe B. K., Muratore A., Schindhelm K.: Measurement of the mechanical properties of the ovine anterior cruciate ligament bone-ligament-bone complex: a basis for prosthetic evaluation. Biomaterials. 1990. 11: 89-96. 35. Rowden N. J., Sher D., Rogers G. J., Schindhelm K.: Anterior cruciate ligament graft fixation. Initial comparison of patellar tendon and semitendinosus autografts in young fresh cadavers. Am. J. Sports Med. 1997. 25: 472478. 36. Rupp S., Hopf T., Hess T., Seil R., Kohn D. M.: Resulting tensile forces in the human bone-patellar tendon-bone graft: direct force measurement in vitro. Arthroscopy. 1999. 15: 179-184. 37. Safran M. R.: Graft selection in knee surgery. Current concepts. Am. J. Knee Surg. 1995. 8: 168-180. 38. Scheffler S. U., Sudkamp N. P., Gockenjan A., Hoffmann R. F., Weiler A.: Biomechanical comparison of hamstring and patellar tendon graft anterior cruciate ligament reconstruction techniques: The impact of fixation level and fixation method under cyclic loading. Arthroscopy. 2002. 18: 304-315. 39. Shapiro J. D., Jackson D. W., Aberman H. M., Lee T. Q., Simon T. M.: Comparison of pullout strength for sevenand nine-millimeter diameter interference screw size as used in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy. 1995. 11: 596-599. 40. Shelbourne K. D., Nitz P.: Accelerated rehabilitation after anterior cruciate ligament reconstruction. Am. J. Sports Med. 1990. 18: 292-299. 41. Simonian P. T., Levine R. E., Wright T. M., Wickiewicz T. L., Warren R. F.: Response of hamstring and patellar tendon grafts for anterior cruciate ligament reconstruction during cyclic tensile loading. Am. J. Knee Surg. 2000. 13: 8-12. 42. Singhatat W., Lawhorn K. W., Howell S. M., Hull M. L.: How four weeks of implantation affect the strength and stiffness of a tendon graft in a bone tunnel: a study of two fixation devices in an extraarticular model in ovine. Am. J. Sports Med. 2002. 30: 506-513. 43. Staubli H. U., Schatzmann L., Brunner P., Rincon L., Nolte L. P.: Quadriceps tendon and patellar ligament: Cryosectional anatomy and structural properties in young adults. Knee Surg. Sports Traumatol. Arthrosc. 1996. 4: 100-110. 44. Steenlage E., Brand J. C. Jr., Johnson D. L., Caborn D. N.: Correlation of bone tunnel diameter with quadrupled hamstring graft fixation strength using a biodegradable interference screw. Arthroscopy. 2002. 18: 901-907. 45. Steiner M. E., Hecker A. T., Brown C. H. Jr., Hayes W. C.: Anterior cruciate ligament graft fixation. Comparison of hamstring and patellar tendon grafts. Am. J. Sports Med. 1994. 22: 240-246. 46. Tomita F., Yasuda K., Mikami S., Sakai T., Yamazaki S., Tohyama H.: Comparisons of intraosseous graft healing between the doubled flexor tendon graft and the bone-patellar tendon-bone graft in anterior cruciate ligament reconstruction. Arthroscopy. 2001. 17: 461-476. Magyar Traumatológia, Ortopédia, Kézsebészet, Plasztikai Sebészet  2005. 48. 2.

109

47. Vuori I., Heinonen A., Sievanen H., Kannus P., Pasanen M., Oja P.: Effects of unilateral strength training and detraining on bone mineral density and content in young women: a study of mechanical loading and deloading on human bones. Calcif. Tissue Int. 1994. 55: 59-67. 48. Weiler A., Hoffmann R. F., Bail H. J., Rehm O., Sudkamp N. P.: Tendon healing in a bone tunnel. Part II: Histologic analysis after biodegradable interference fit fixation in a model of anterior cruciate ligament reconstruction in sheep. Arthroscopy. 2002. 18: 124-135. 49. Weiler A., Windhagen H. J., Raschke M. J., Laumeyer A., Hoffmann R. F.: Biodegradable interference screw fixation exhibits pull-out force and stiffness similar to titanium screws. Am. J. Sports Med. 1998. 26: 119-126. 50. Woo S. L., Hollis J. M., Adams D. J., Lyon R. M., Takai S.: Tensile properties of the human femur-anterior cruciate ligament-tibia complex. The effects of specimen age and orientation. Am. J. Sports Med. 1991. 19: 217-225.

Dr. Pavlik Attila Országos Sportegészségügyi Intézet, Sportsebészeti Osztály 1123 Budapest, Alkotás u. 48. E-mail: [email protected]

MEGHÍVÓ A Német és a Magyar Lábsebészeti Társaság Budapesten, 2005. október 21-23-án rendezi meg a

III. Magyar-Német Gyakorlati Lábsebészeti Szemináriumot külföldi előadók és magyarul beszélő instruktorok részvételével. Párhuzamosan két – egymásra épülő – kurzusra kerül sor: I. Haladó kurzus (előadások és lábsebészeti műtétek anatómiai preparátumon) Semmelweis Egyetem, Igazságügyi Orvostani Intézet, Budapest II. Alapkurzus (előadások, gyakorlati bemutatók modellcsontokon) Art’otel, Budapest Jelentkezés:

Gesellschaft für Fußchirurgie e. V.

Manuella Stittkewitz, Moni Winterfeld Gewerbegebiet 18. D-82399 Raisting Tel.: (0049) 08807-949244 Fax: (0049) 08807-949245 [email protected] www.gffc.de 110


Elülső keresztszalag pótlásnál alkalmazott rögzítések

Recommend Documents