Computrrsimulntion der thorakwlcn Potentialverteilung
Blomedlzlnlsche Technik
Band 32
Heft 3/1987
Riomod.Trchnik
32(19H7), 3440
H. Brauer*
H. Kilias*
Th. Funke*
P. Wach**
R, Pizzera**
Ch. Eichtinger**
Numerische Computersimulation der thorakalen
Potentialverteilung des Menschen
Numerical Computer Simulation of Body Surface
Maps of Man
* Bereich Theoretische Elektrotechnik TH Ilmenau
** Institut für Elektro- und biomedizinische Technik, Technische Universität Graz
Schlüsselwörter: Computersimulation, Vorwärtsproblem, Integralgleichung, Homogenes Herz
ThoraxModell, Herzgeneratormodell, Oberflächenmapping
Es wird ein Computermodell für die Lösung des Vorwärtsproblems der Elektrokardiographie
beschrieben, mit dem durch Lösung einer Integralgleichung thorakale Potentialverteilungen be
rechnet werden. Das Modell gestattet eine quantitative Beschreibung und Analyse der Einfluß
parameter wie Thoraxgeometrie, Körperinhomogenitäten und Generatormodelle. Die Verwen
dung eines anatomiegerechten Herzgeneratormodells auf der Basis epikardialer Potentialver
teilungen ermöglicht eine Computersimulation sowohl normaler als auch pathologischer
Erregungsmuster.
Ein Vergleich der für ein homogenes HerzThoraxModell numerisch ermittelten Potential
karten mit den an einem analogen HerzThoraxModell gemessenen Potentialverteilungen zeigt
eine gute Übereinstimmung und ist die Grundlage für weitere detaillierte Untersuchungen.
Key-words: Computer Simulation, forward problem, integral equation, homogeneous heart
chest model, heart generator model, body surface mapping
A Computer model for resolving the forward problem for electrocardiography is described. Body
surface potential distributions were computed by numerically solving an integral equation. This
model permits a quantitative description and an analysis of the relevant parameters such äs ehest
geometry, body inhomogeneities and heart generator models. The use of an anatomically realistic
heart generator model based on epicardial potential maps permits Computer Simulation of both
normal and pathological excitation patterns. The body surface maps determined numerically for
a homogeneous heartchest model, and the potential distributions measured in an analog heart
chest model are in good agreement. This is the basis for further detailed investigations.
l Einleitung
Eine wesentliche Zielsetzung der Elektrokardiogra
phie besteht darin, aus Messungen der Potentialvertei
lung auf der Körperoberfläche eine möglichst vollstän
dige Beschreibung der bioelektrischen Erscheinungen
im Herz zu gewinnen.
Dieses sogenannte inverse Problem ist ohne Verwen
dung zusätzlicher Informationen über das Modell nicht
eindeutig lösbar. Zahlreiche Arbeiten konzentrieren
sich daher auf die Lösung des Vorwärtsproblems, d.h.
auf die Ermittlung der Potentialverteilung auf der
Thoraxoberfläche bei bekannter Quellenstruktur, um
mit Hilfe dieser Resultate das inverse Problem lösen zu
können. Eine simultane Ableitung von vielen Stellen
der Torsooberfläche zu bestimmten Zeiten eines Herz
zyklus dient sowohl in der theoretischen als auch in der
klinischen Kardiographie zur Ermittlung von Poten
tialkarten (Maps, Elektrokartokardiogramme, EKKG).
Diese im Vergleich zu den zwölf EKGStandardablei
tungen hochgenaue Erfassung des Herzfeldes ermög
licht unter Voraussetzung bestimmter Modellannah
men eine direkte Zuordnung der gewonnenen Poten
tialverteilung zu den lokalen subepikardialen, intra
muralen und endokardialen Erregungsabläufen im
Herzen.
Einen Schwerpunkt bei diesen Untersuchungen bildet
die Simulation der vom Herzen verursachten Potential
verteilungen an der Torsooberfläche durch analoge und
numerische Modelle [l, 2,10]. Bei Verwendung äquiva
lenter Herzgeneratormodelle ist ein Rückschluß auf
den Erregungszustand im Myokard möglich.
In der vorliegenden Arbeit wird die Simulation der
Potentialverteilung im Thorax sowohl an einem analo
gen Modell als auch an einem äquivalenten numeri
schen Modell durchgeführt, so daß vergleichende Be
trachtungen möglich sind.
2 Mathematisch-physikalisches Modell
Durch die kardiale Erregung entsteht ein zeitlich ver
änderliches Feld in einem anisotropen und inhomoge
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Band 32
Heft 3/1987
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Computersimulation der thorakalen Potentialverteüung
nen Volumenleiter, auf dessen Randfläche die Poten
tialverteilung gemessen werden kann. Es wird ange
nommen, daß das Potentialfeld der Poissongleichung
und quasistatischen Bedingungen genügt, was durch
Untersuchungen belegt ist [12,13,14]. Die unterschied
liehen elektrischen Leitfähigkeiten der verschiedenen
Organe werden durch die Annahme von bereichsweise
homogenen Feldgebieten berücksichtigt. Untersu
chungen über den Einfluß von Anisotropien des leit
fähigen Gewebes von McFee und Rush [9] zeigen, daß
dieser prinzipiell vorhanden ist. Die gegenwärtig ver
fügbaren Daten reichen jedoch nicht zur Beschreibung
der Antisotropie des Körpergewebes aus.
Für das Feldmodell werden somit folgende Voraus
setzungen getroffen:
1. Elektrische Feldstärke und Stromdichte hängen
linear zusammen
2. Die Leitfähigkeiten im Feldgebiet sind isotrop und
ändern sich nur an Grenzflächen
3. Das elektrische Feld im Körper wird nur durch die
kardiale Erregung hervorgerufen
4. Es wird quasistatisches Verhalten des Feldes vor
ausgesetzt
% ' 5. Außerhalb des Körpers verschwindet die elektri
*
sehe Leitfähigkeit
·'! Zur numerischen Berechnung des elektrischen Herz
· f eldes haben sich die Integralgleichungsmethode (IGM)
und die Methode der finiten Elemente (FEM) durch
gesetzt. Die FEM erlaubt auch die Berücksichtigung
von nichtlinearen und anisotropen Feldgebieten, hat
aber den Nachteil, daß das ^gesamte Feldgebiet diskre
tisiert werden muß. Dies führt zwar zu schwach besetz
ten Matrizen aber zu einer hohen Dimension des zu
lösenden Gleichungssystemes. Uchikava [16] und
Yamashita [17] haben mit großen Rechnerkapazitäten
gute Erfolge erzielt.
35
Für den quasistatischen Fall kann das elektrische Feld
durch den negativen Gradienten des elektrischen Po
tentials dargestellt werden.
Der Strom durch die Grenzfläche Aj zwischen zwei Ge
bieten unterschiedlicher Leitfähigkeit ist kontinuier
lich, d.h. es gilt
Hierbei ist mit den eingestrichenen Größen das Gebiet
innerhalb und mit den zweigestrichenen Größen das
Gebiet außerhalb von Aj und mit dAj das vektorielle
Flächenelement bezeichnet. Weiters ist das Potential
an der Grenzfläche Aj stetig und es gilt
1
=
Durch Anwendung des zweiten Greenschen Satzes auf
die verschiedenen Regionen des Volumenleiters
J
GxE
(4)
J
V
A
und die spezielle Wahl von
V» = l/r
(5)
und
(6)
wobei r den Abstand des bei der Integration veränder
lichen Punktes Q vom Auf punkt P bedeutet, erhält man
mit bereichsweise konstanter Leitfähigkeit und räum
lich begrenzten Quellen sowie den Gleichungen (2) und
(3) die Integraldarstellung für das Potential
N
In der vorliegenden Arbeit wurde die IGM angewandt.
J
Diese Methode weist zwei wesentliche Vorteile auf:
K=l
AK
1. Die Behandlung offener Feldgebiete ist einfach
2. Der Definitionsbereich der gesuchten Funktionen
wird um eine Dimension erniedrigt, was die Zahl der
Unbekannten wesentlich vermindert
Nachteile der IGM sind:
1. Mit vertretbarem Aufwand können nur lineare Fel
der berechnet werden
2. Eine gesonderte Behandlung der Singularitäten ist
erforderlich
3. Die Koeffizientenmatrix ist voll besetzt und i.a.
nicht symmetrisch
Betrachtet man den Thorax als einen Volumenleiter,
der in N elektrisch homogene und isotrope Gebiete
unterteilt ist^o gilt in quellenfreien Gebieten mit der
Stromdichte G, der elektrischen Feldstärke E und der
elektrischen Leitfähigkeit
(3)
"
(7)
VCC
dV
Dabei stellt Ge eine eingeprägte, räumliche Stromquel
lenverteilung dar. Legt man das Potential auf eine
Grenzschicht, so erhält man z.B. bei Wahl eines äqui
valenten Dipolgenerators die Integralgleichung:
N
r
x'(Q)* "(Q) l _i_
(P) +
"{P) J
2,7
AK
(8)
I
2tr(x'(P) + x"(
wobei die Vektoren r7 und r! die Lage der puiiktförmi-
gen Stromquellen
beeehreiben.
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Cwnputrrsimultttlon der thornknlen Potentlalvertrilung
3
Biomedlzlnieche Technik
Band 32
Heft 3/1987
Bei der Verwendung eines epiknrdinlen Potential
modells wird keine Quellenverteilung angenommen,
das Volumenintegral in (7) versehwindet |4|. Die Poten
tialverteilung </"H auf der Merzober flache wird als be
kannt vorausgesetzt, Die Integralgleichung folgt wie
der aus (7), indem der Feldpunkt auf die Grenzfläche
gelegt wird.
Nl
p
yf x'(Q)x"(Q) l J_
V (P)
^ ^ x'(P) + x"(P) J 2
K=l
AK
;i)dAK
(9)
+
=
x"(Q)
JLi
x'(P) + x"(P) J 2
AH
?)
—^ H (QjVfl)dA„
v
x'(P) + x"(P) */ 2n
r'
Zu beachten ist, daß die Gleichungen (2) und (3) für
die Herzoberfläche nicht berücksichtigt werden, da
diese jetzt nicht als Grenzfläche, sondern als Rand des
Feldgebietes mit vorgegebenen Dirichletschen Rand
bedingungen betrachtet wird.
3 Das numerische Modell
Ausgangspunkt der numerischen Simulation des elek
trischen Herzfeldes ist (7) und die daraus folgende
Fredholmsche Integralgleichung 2. Art [3]. Eine Lö
sung dieser Integralgleichung setzt die Entwicklung
eines variablen Computermodells voraus (siehe Bild 1).
•«thematisch
physikalische·
Feldaodell
biologisch·«
Objekt
I
VolumenleiterJ
•odell
l
Bild 2. Diskretisierung des HerzThoraxModells über Spline
funktionen.
. iHerxgenerator-l
l
»odel!
)
diskret··
Analogen
l,
1
^^y Integration j
algebraisches
Glelchuagssyste·
t
Obe r fluchen Ce Id
verteilung
(Mapplng)
l
/
,,
lUgiMtband*
^
Speicher
Dazu müssen die Integralgleichungen (8) bzw. (9)
diskretisiert werden. Durch eine Approximation der
Grenzflächen (Thorax, Lungen, Herz usw.) über biku
bische bzw. zweidimensionale parametrische Spline
funktionen wird eine geometrische Diskretisierung in
unregelmäßig gekrümmte, viereckige Flächenelemente
durchgeführt und eine weitgehend anatomiegerechte
Beschreibung des HerzThoraxModells gesichert
(siehe Bild 2).
Die Lösungsfunktion wird auf jedem Element als
konstant angenommen. Unter diesen Voraussetzungen
geht (8) und (9) in das diskrete Modell (10) bzw. (11)
über.
N
Musteranalys«
_
Büd 1. Computersimulation des elektrischen Herzfeldes des
Menschen.
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J l??i
( f j "rJ )ni
3
(10)
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Computersimulation der thorakalen Potential Verteilung
f
(
2
fegH\
"
)
l
Dabei bezeichnet N die Anzahl der Grenzflächen, nk
bzw. nH die Anzahl der Elemente der kten bzw. Hten
Grenzflächen und <pqi bzw. Vqi den Beitrag der Quelle
im Punkt i.
Die in (10) und (11) auftretenden Integrale erstrecken
sich über die Flächenelemente
; und sind nur nume
risch lösbar. Weist die Kernfunktion der Integralglei
chung einen genügend glatten Verlauf auf, kann die
Rechteckregel zur Integration verwendet werden. Das
trifft meist zu, wenn der Abstand des Aufpunktes
vom Quellpunkt mindestens drei bis viermal so groß
ist wie die mittlere Elementeabmessung.
Anderenfalls muß ein genaueres Integrationsverfahren
eingesetzt werden. Im hier beschriebenen Computer
modell wird die Kernfunktion durch eine Splinefunk
tion approximiert. Die Integration kann dann analy
tisch durchgeführt werden, erweist sich als hinrei
chend genau und erfordert bedeutend geringeren
Speicherplatz als die Gaußquadratur. Es muß jedoch
ein größerer Rechenaufwand in Rechnung gestellt wer
den.
Aus (10) bzw. (11) ist ersichtlich, daß der Integrand
Singular wird, wenn Quell und Aufpunkt zusammen
fallen. Da sich ein Grenzwert auf analytischem Wege
für beliebig gekrümmte Flächenelemente nicht an
geben läßt, werden die Integrale über diese »singu
lären« Elemente durch numerische Näherungsaus
drücke bestimmt. Für die Integration über V (l/r) wird
die Näherung mittels einer Raumwinkelbetrachtung
und für das Integral über l /r mit einem Analogieschluß
zur obigen Betrachtung gewonnen [3,5]. Damit können
die Integralgleichungen (10) oder (11) in die linearen
Gleichungssysteme
37
Wird das epikardiale Potentialmodell benutzt, ap
proximiert die rechte Seite in (13) das Integral über die
Herzoberfläche AH mit der vorgegebenen Potentialver
entsprechend (9). Mit diesem Generator
teilung
modell können auch in einfacher Weise pathologische
Erregungsmuster simuliert werden.
Für die linearen Gleichungssysteme mit den stets voll
besetzten Koeffizientenmatrizen A, B oder C hat sich
das GaußSeidelVerfahren und^das Verfahren der
konjugierten Gradienten als geeignete Lösungsmetho
de erwiesen. Durch die Anwendung von Regularisie
rungsverfahren [8,15] wird eine Verbesserung der Kon
dition der Gleichungssysteme und damit eine wesent
liche Konvergenzbeschleunigung erreicht.
4 Ergebnisse und Diskussion
Es wurde das elektrische Herzfeld an einem homogenen
analogen HerzThoraxModell sowie auf einem Com
puter simuliert. Der Thorax wurde durch einen Zylin
der approximiert, dessen Grundfläche einem Brust
querschnitt nahe kommt.
Für die numerische Simulation wurde der Zylinder
durch abgerundete Klappen an den Oberflächen ab
geschlossen, wie sie sich aus der Splineapproximation
an den Oberflächen ergeben. Als Generatormodell dien
te eine dipolare Stromquelle, die in der realen Herz
position angeordnet ist. Die Koordinaten für die punkt
förmigen Stromquellen sind für den xDipol (6,3,3)
und (2,3,3), für den yDipol (4,l,3) und (4,5,3), für
den zDipol (4,3,l) und (4,3,5), wobei das erste
Koordinatentrippel den positiven Pol markiert (siehe
Bild 3).
Diese Modellanordnung ermöglicht einen Vergleich
zwischen experimentellen und numerischen Mapping
Aufnahmen. Während im analogen Modell die Poten
tialverteilung aus 192 Meßpunkten auf dem Zylinder
mantel ermittel wurden, liegt dem numerischen Modell
eine Diskretisierung der Thoraxoberfläche in 288 Flä
chenelementen zugrunde.
(12)
bzw.
(13)
übergeführt werden. In den Matrizen C und B sind die
numerisch ermittelten Koeffizienten der jeweils linken
Seite von (10) bzw. (11) und in A die der rechten Seite
von (11) enthalten. In (12) ergibTeich der Quellenanteü
<Pq bei Verwendung einer dipolaren Quelle entspre
7hend (8) bzw. bei Multidipolmodellen als Summe über
Bild to
3. Toriomod*!!
mit dipolanv
Quelle in
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derartige Terme,
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ComputFrsImuUtlon der thornkelen Potentlalverteilung
ΒβηΤ3ΐϊΖΐηΙ§0Η^Γ3/!ΐ987
X - DIPOL ISOLINIENDARSTELLUNG
X- DIPOL DREIDIMENSIONALE DARSTELLUNG
Y- DIPOL ISOLINIENDARSTELLUNG
Z - D I P O L ISOLINIENDARSTELLUNG
a
Bild 4. Thorakale Potentialverteilung am homogenen HerzThoraxModell mit dipolarer Quelle in Herzposition,
a) Computersimulation
b) |Analoge
Simulation
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Heft 3/1987
Computersimulation der thorakalen Potential Verteilung
39
Bild 5. Thorkaie Potentialverteilung am homogenen HerzThoraxModell mit anatomiegerechtem Herzgenerator zum
Zeitpunkt der RZacke,
a) Computersimulation
b) Analoge Simulation
In Bild 4 sind die Ergebnisse der numerischen Simula
tion den experimentell gewonnenen Werten gegenüber
gestellt. Die Darstellung der Feldbilder erfolgt auf der
Abwicklung der Zylindermantelfläche, die links unter
dem rechten Arm beginnt. Die Maxima und Minima in
den Feldbildern sind jeweils auf die Werte +1 bzw. l
normiert und die Äquipotentiallinien in äquidistanten
Schritten ermittelt.
Die Ergebnisse zeigen, daß das numerische Modell die
gemessene Feldverteilung gut nachzubilden in der
Lage ist. Die vorhandenen Unterschiede sind auf
geringfügige Abweichungen der verwendeten Dipol
quellen und der Approximation der Thoraxoberfläche
zurückzuführen. Es wurden auch Feldverteilungen er
mittelt, die sich aus der Lösung der Integralgleichung
[9] ergeben. Als Generatormodell wurde eine epikar
diale Potentialverteilung eingeprägt, die dem Er
regungsverlauf zum Zeitpunkt der RZacke entspricht
[7]. Bei dieser Simulation wurde die Herzoberfläche in
324 und die Thoraxoberfläche in 130 Flächenelemente
diskretisiert (siehe Bild 2). Bild 5 zeigt die gemessene
und numerisch simulierte thorakale Potentialvertei
lung.
5 Schlußfolgerungen und Ausblick
Sowohl das analoge als auch das numerische Modell
erlauben, zu jedem Zeitpunkt einer Herzaktion eine
eindeutige Zuordnung der momentanen Potentialver
teilung am Torso zu den epikardialen Potentialvertei
lungen am Modellherz.
Das analoge HerzThoraxModell [10,11] mit der dazu
gehörigen Meßanordnung ermöglicht das Aufzeichnen
von Potentialkarten, die durch äquivalente Herzgene
ratormodelle verursacht werden. Damit können nume
rische Modelle auf ihre Brauchbarkeit überprüft wer
den.
Damit sind die Voraussetzungen für die Ermittlung von
Bewertungskriterien für Potentialkarten und die quan
titative Grundlage für ein computergestütztes Dia
gnosesystem geschaffen.
Literatur:
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elektrotechnik*. Energija, Moskva 1*75
116) Uchikava, Y., Hosaka, H , Omichi. H . Kotani. M 11»«'?).
Application ttniteElenwnt Method ft»r Analyst* of
Die Computersimulation erweist sich als besonders ef
fektives Mittel zum Studium der Auswirkungen einzel
ner Modellparameter (geometrische Abmessungen,
Generatormodelle, Materialeigenschaften usw.) auf die
thorakale Potentialverteilung | |.
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ftlnmerf{vtfiltfphA
40
Heft 3/1987
Firlds Producwl by Currrnt Source In A
Reatistic Torso Modrl. 4. Intern. Workshop on Bio
masnolism, Romo, Italy, Soptombcr 19812, 14.16.
117) Yam«shüa, Y., Takahnshi, T. (19B4): Use of the Flnlte
Element Method to Doterminc Epicnrdinl (rom Body
Surfnce Potentials Under a Realistic Torso Model. IEEE
Trans. BME, BME31, 9, 611621
309
Anschriften der Autoren:
Bereich Theoretieche Elektrotechnik
TH Ilmenau
Postschließfach 327
DDR6300 Ilmenau
Institut für Elektro und
biomedizinische Technik
Technische Universität Graz
Inffeldgasse 18
A8010Graz
Biomed. Technik
32 (1987), 4045
Die zementlose Hüftgelenkpfanne - Analyse der Fixierungsbedingungen der unterschiedlichen Konstruktionsprinzipien
D. Gebauer
The Cementless Cup in Total Hip Alloarthroplasty Analysis of Fixation Conditions
in Different Models
Staatliche Orthopädische Klinik Ludwig-Maximilians-Universität München
(Direktor: Prof. Dr. med. H. J. Refior)
Schlüsselwörter: Zementlose Pfanne, Primärfixation, Langzeitstabilität, Modellvergleich»
Hüftenendoprothesen
Die zementlose Hüftpfanne hat als koxale Komponente des künstlichen Gelenkersatzes zuneh
mende Verbreitung gefunden. Die zur Auswahl stehenden Modelle zeichnen sich durch ausge
prägte Varianz ihres konstruktiven Aufbaus und durch deutliche materialtechnische Unter
schiede aus. 13 Pfannentypen werden diesbezüglich analysiert, um Hinweise zur Optimierung
der Primärfixation und Langzeitstabilität von Hüftgelenkspfannen zu erhalten.
Key-words: Cementless cup, hip alloarthroplasty, primary fixation, longtermstabüity
The cementless cup is increasingly being used äs the coxal component of alloarthroplasty of the
hip. The available models show clear differences in design and material in some cases. Thirteen
types of cup were analyzed to obtain Information to permit optimization of primary fixation and
longtermstability.
l Einführung
2 Grundprinzipien der zementlosen Pfannenfixierung
Im Rahmen der Huf tendoprothetik haben die zement Hauptziel bei der Implantation einer inerten Pfanne ist
losen Implantate in den letzten Jahren zunehmend an ihre stabile Primärfixation bei Implantation sowie
Bedeutung gewonnen. Während die Problematik der nachfolgende stabile Langzeitfunktion. Auf Grund der
zementfreien Schaftkomponente noch nicht als gelöst Deformation des Beckens unter Belastung können
gelten kann, findet die zementfreie Pfanne auch im diesbezüglich zwei Grundprinzipien zur Anwendung
höchsten Alter und in Verbindung mit einem zement kommen:
freien Schaft immer häufigere Anwendung. In diesen
I. Deformationsbehinderung des Beckens durch ein
Trend reiht sich auch das umfangreiche Spektrum der
starres Implantat
industriell angebotenen Pfannen mit unterschiedlich
stem Material und Konstruktionsaufbau ein. Im fol
(z.B. MetalbackedPfannen, KeramikPfannen):
genden wird versucht, die Fixierungsbedingungen der
In diesem Fall muß ein Umbau des knöchernen
im deutschen Sprachraum häufig verwendeten ze
Pfannenlagers und der trabekulären Struktur der
mentlosen Pfannen hinsichtlich Primärstabilität und
Beckenspongiosa aufgrund der neuen Lastbedin
zu erwartender Langzeitstabilität zu analysieren. Brought to you
gungen
erfolgen. account
by | provisional
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