Dynamische In-vitro-Kraft-, Bewegungs- und Druckanalyse an beweglichen Meniskallagern unterschiedlicher Konzeption nach alloplastischem Kniegelenkersatz

Klinik II des Annastiftes

Dynamische In-vitro-Kraft-, Bewegungs- und Druckanalyse an beweglichen Menis- kallagern unterschiedlicher Konzeption nach alloplastischem Kniegelenkersatz

Dissertation

zur Erlangung des Doktorgrades der Medizin in der Medizinischen Hochschule Hannover

vorgelegt von Andrej Nowakowski

aus Paderborn

Hannover, 2001

Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover

Rektor: Prof. Dr. Horst v. der Hardt

Betreuer: Prof. Dr. Carl-Joachim Wirth

Referent: Prof. Dr. Christoph Pape

Koreferent: Priv.-Doz. Dr. Ulf Schmidt

Tag der mündlichen Prüfung: 18.12.2002

Promotionsausschußmitglieder: Prof. Dr. Christian Krettek

Prof. Dr. Dirk Berens v. Rautenfeld Prof. Dr. Hans-Rudolf Raab

ABBILDUNGSVERZEICHNIS... IV DIAGRAMMVERZEICHNIS ... VI TABELLENVERZEICHNIS ... VII ABKÜRZUNGS- / SYMBOLVERZEICHNIS... VIII

1 EINLEITUNG... 1

1.1 DAS PHYSIOLOGISCHE KNIEGELENK... 3

1.1.1 Biomechanische Eigenschaften des Kniegelenks... 4

1.1.2 Belastung des Kniegelenks ... 8

1.1.3 Mathematische Modelle ... 9

1.2 DAS PATHOLOGISCHE KNIEGELENK... 11

1.2.1 Gonarthrose... 12

1.2.2 Verletzung und Verschleiß... 13

1.2.3 Indikationen zur Knieendoprothetik... 15

1.3 KNIEENDOPROTHESEN... 16

1.3.1 Historische Entwicklung ... 18

1.3.2 Klinische Ergebnisse ... 20

1.3.3 Polyethylenverschleiß ... 23

1.4 EXPERIMENTELLE S^{TUDIEN AN} KNIEENDOPROTHESEN... 26

1.4.1 Kraft- / Momentmessungen ... 27

1.4.2 Bewegungsmessungen ... 29

1.4.3 Druckmessungen... 31

1.4.4 Kniekinematoren... 32

2 MATERIAL UND METHODEN... 33

2.1 KNIEPRÄPARATE... 33

2.2 UNTERSUCHTE KNIEENDOPROTHESEN... 34

2.2.1 LCS^ Meniscal Bearing (Posterior Cruciate Retention Component)... 36

2.2.2 LCS^ Universal AP-Glide (Posterior Cruciate Retaining)... 37

2.2.3 LCS^ Rotating Platform (Non-Cruciate Retaining)... 38

2.3 TECHNISCHE VERÄNDERUNGEN DER PROTHESENKOMPONENTEN... 39

2.4 IMPLANTATION UND AUSRICHTUNG DER KNIEENDOPROTHESEN... 40

2.5 VERSUCHSAUFBAU... 42

2.5.1 Der Kniekinemator nach Plitz und Wirth ... 42

2.5.2 Kraftmessung... 44

2.5.3 Bewegungsmessung ... 45

2.5.4 Druckmessung... 48

2.6 VERSUCHSDURCHFÜHRUNG... 49

2.6.1 Kalibrierung und Einstellungen ... 49

2.6.2 Versuchsablauf ... 51

2.7 STATISTIK... 53

3 ERGEBNISSE ... 54

3.1 KRAFTMESSUNG... 55

3.1.1 Quadrizepskräfte des Präparates P7... 55

3.1.2 Vergleich der Mittelwerte der Präparate P1, P2, P4-P7... 58

3.1.3 Vergleich der Prothesenmodelle zur physiologischen Messung ... 59

3.2 BEWEGUNGSMESSUNG... 60

3.2.1 Meniskallagerbewegungen des Präparates P7... 60

3.2.2 Meniskallagerbewegungen in sagittaler Richtung (Mittelwerte) ... 64

3.2.3 Vergleich der Mittelwerte der Präparate P1, P2, P4-P7... 72

3.2.4 Winkelbewegungen der Meniskallager (Vergleich der Mittelwerte)... 75

3.3 DRUCKMESSUNG... 80

3.3.1 Druckwerte des Präparates P7 ... 80

3.3.2 Kontaktspitzendruckwerte (Mittelwerte) ... 82

3.3.3 Vergleich der Mittelwerte der Präparate P1, P2, P4-P7... 84

3.4 VERGLEICH DER ERGEBNISSE INTERAX^/ LCS^... 89

3.4.1 Vergleich der Quadrizepskräfte Interax^ / LCS^... 89

3.4.2 Vergleich der Meniskallagerbewegungen Interax^/ LCS^... 90

3.4.3 Vergleich der Spitzendruckwerte Interax^ / LCS^... 91

4 DISKUSSION ... 92

4.1 BEWERTUNG DES VERSUCHSABLAUFS... 92

4.2 KRAFTMESSUNG... 93

4.3 BEWEGUNGSMESSUNG... 95

4.3.1 Meniskallagerbewegungen in sagittaler Richtung... 95

4.3.2 Winkelbewegungen der Meniskallager ... 98

4.4 DRUCKMESSUNG... 99

4.5 VERGLEICH DER PROTHESENMODELLE INTERAX^/ LCS^... 102

4.5.1 Vergleich der Kraftmessungen... 102

4.5.2 Vergleich der Bewegungsmessungen ... 103

4.5.3 Vergleich der Druckmessungen... 104

5 ZUSAMMENFASSUNG ... 105

6 AUSBLICK... 106

7 LITERATURVERZEICHNIS ... 108

8 ANHANG... 124

8.1 TECHNISCHE DATEN DES KNIEKINEMATORS NACH PLITZ UND WIRTH... 124

8.2 DRUCKMEßFOLIE... 125

8.3 MAXIMAL-, MINIMAL- UND MITTELWERTE... 126

8.4 PRINZIP DES TRANSVERSALTRÄGER-TIBIAPLATEAUS... 129

8.5 PRINZIP DES GEFEDERTEN / GEDÄMPFTEN MENISKALLAGERS... 130

8.6 ZUSATZVORRICHTUNG ZUR AXIALEN B^ELASTUNG... 131

Abbildungsverzeichnis

Abbildung 1-1: Prävalenz- und Inzidenzdaten aus dem SKAR 1 Abbildung 1-2: Kniegelenk von medial (gestreckt, 90° gebeugt) 3

Abbildung 1-3: Kniegelenk von vorn (90° gebeugt) 3

Abbildung 1-4: Referenzachsen, Kräfte und Momente 4

Abbildung 1-5: Verschieblichkeit der Menisci nach posterior bei Beugung 5 Abbildung 1-6: Durchgangspunkte des Drehzentrums zwischen Femur und Tibia 6

Abbildung 1-7: Anatomische und mechanische Achsen 7

Abbildung 1-8: Zugrichtung des Lig. patellae bei voller Streckung und

bei 90° Flexion 8

Abbildung 1-9: Tangenten-/ Koppelhüllkurve 9

Abbildung 1-10: Der theoretische Verlauf des medialen Seitenbandes und seine

Lage im Verhältnis zur Burmester-Kurve 10

Abbildung 1-11: Pathologische Veränderungen bei Osteoarthrose 12

Abbildung 1-12: Dynamische Achse beim Gehen 14

Abbildung 1-13: Indikationen zum Kniegelenkersatz 15

Abbildung 1-14: Scharnierprothese 17

Abbildung 1-15: Kniescharnierapparat nach Gluck (Fotomontage) 18 Abbildung 1-16: Prinzipien verschiedener Prothesenentwicklungen 19 Abbildung 1-18: Revisionsindikationen von 1988 bis 1992 in Schweden 20 Abbildung 1-19: Frakturmechanismus des LCS^-Meniskallagers 22

Abbildung 1-20: Auswirkungen des Von-Mises-Stress 23

Abbildung 1-21: Druckbelastung in Abhängigkeit der Polyethylendicke 23

Abbildung 1-22: PE-Verschleiß 24

Abbildung 1-23: Verschleiß in Abhängigkeit vom Gewicht 25

Abbildung 1-24: Tibiofemorale Kontaktpunkte 29

Abbildung 1-25: Kniekinemator 32

Abbildung 2-1: Polyzentrisches Femurimplantat (schematisch) 34 Abbildung 2-2: Mögliche Bewegungen des LCS^-Designs 35

Abbildung 2-3: LCS^ Meniscal Bearing (Classic) 36

Abbildung 2-4: LCS^ Universal AP-Glide 37

Abbildung 2-5: LCS^ Rotating Platform 38

Abbildung 2-6: Bohrung Femurkomponente 39

Abbildung 2-7: Gewinde Meniskallager 39

Abbildung 2-8: Veränderungen am Tibiaplateau 39

Abbildung 2-9: Rotationsausrichtung der Prothesenkomponenten nach Minns 40 Abbildung 2-10: Befestigungselemente zur Verankerung des Tibiaplateaus 41 Abbildung 2-11: Kniekinemator nach Plitz und Wirth 42

Abbildung 2-12: Grundprinzip des Kniekinemators 43

Abbildung 2-13: Steuerung des Kniekinemators (schematisch) 43

Abbildung 2-14: Kraftmessung an den Zugzylindern 44

Abbildung 2-15: Kraftmessung Tibiaträger 44

Abbildung 2-16: Anordnung der Ultraschallgeber 45

Abbildung 2-17: Festlegung der Koordinatensysteme zur Bewegungsmessung 46

Abbildung 2-18: Anordnung der Ultraschalldreiecke 47

Abbildung 2-19: Aufgeklebte Tekscan Druckmeßfolie 48

Abbildung 2-20: Druckkalibration der Tekscan-Folien in der Materialtestmaschine 49 Abbildung 2-21: Druckluftvorrichtung zur Äquilibrierung der Sensorfolien 49

Abbildung 2-22: Varus-/Valguseinstellvorrichtung 50

Abbildung 2-23: Kräfte und Momente während des Versuchsablaufs 51 Abbildung 3-1: Winkelabhängigkeiten von der AP-Translation

der LCS^ Meniscal Bearing-Inlays 75

Abbildung 3-2: Druckverteilung der Prothesenmodelle (3D, 90°) 80 Abbildung 3-3: Druckverteilung der Prothesenmodelle in voller Streckung (2D) 81

Abbildung 8-1: Tekscan Druckmeßfolie 125

Abbildung 8-2: Knieendoprothese mit Transversalträger-Tibiaplateau (TTTP) 129 Abbildung 8-3: Meniskallagerfederung in AP-Richtung 130 Abbildung 8-4: Seilzugvorrichtung für axiale Tibiakräfte 131

Diagrammverzeichnis

Diagramm 3-1: Quadrizepskräfte für das Präparat P7 (0°) 56 Diagramm 3-2: Mittelwerte der Kraftmessung für das Präparat P7 (0°) 57 Diagramm 3-3: Gesamtübersicht der Quadrizepszugkräfte FQ (0°) 57 Diagramm 3-4: Inlaybewegungen [mm] LCS^ Meniscal Bearing, Präparat P7 61 Diagramm 3-5: Inlaybewegungen [mm] LCS^ Universal AP-Glide, Präparat P7 62 Diagramm 3-6: Inlaybewegungen [mm] LCS^ Rotating Platform, Präparat P7 63 Diagramm 3-7: Inlaybewegungen auf den Tibiaplateaus (P1, P2, P4-P7) 65 Diagramm 3-8: Inlaybewegungen relativ zu den Koordinatenursprüngen 66 Diagramm 3-9: Inlaybewegungen Meniscal Bearing (0°, 0°f, 3,5° Valgus) 68 Diagramm 3-10: Inlaybewegungen Meniscal Bearing (3,5°m, 7°l, 7°m) 69 Diagramm 3-11: Inlaybewegungen Universal AP-Glide (0°, 0°f, 3,5° Valgus) 70 Diagramm 3-12: Inlaybewegungen Universal AP-Glide (3,5°m, 7°l, 7°m) 71 Diagramm 3-13: Vergleich der Translationsbewegungen in AP-Richtung

(0°, 31 Nm) 72

Diagramm 3-14: Vergleich der Translationsbewegungen in AP-Richtung

(0°, 39 Nm) 73

Diagramm 3-15: Vergleich der Rotationsbewegungen (0°, 0°f, 3,5°l) 76 Diagramm 3-16: Vergleich der Rotationsbewegungen (3,5°m, 7°l, 7°m) 77 Diagramm 3-17: Kontaktspitzendruckwerte (0° Normalstellung, Mittelwerte) 83 Diagramm 3-18: Vergleich der Spitzendruckwerte (Mittelwerte, 0°, 0°f, 3,5°) 85 Diagramm 3-19: Vergleich der Spitzendruckwerte (Mittelwerte, 3,5°m, 7°l, 7°m) 86 Diagramm 3-20: Vergleich der Quadrizepskräfte Interax^ / LCS^ 89 Diagramm 3-21: Vergleich der Inlaybewegungen Interax^ / LCS^ 90 Diagramm 3-22: Vergleich der Kontaktspitzendruckwerte Interax^ / LCS^ 91

Tabellenverzeichnis

Tabelle 1-1: Wirkung der Muskeln auf das Kniegelenk 6 Tabelle 1-2: Tibiofemorale Kompressionskräfte als Vielfaches der

Körpergewichtskraft (Fg) 8

Tabelle 1-3: Anzahl der primären Knieendoprothesen (1976-1997, Schweden) 15 Tabelle 1-4: Quadrizepskräfte für verschiedene Tätigkeiten 27 Tabelle 1-5: Maximales Drehmoment mit oder ohne Kniegelenkersatz 27 Tabelle 1-6: Maximales Drehmoment vor und nach Kniegelenkersatz 28

Tabelle 2-1: Implantierte Prothesenkomponenten 52

Tabelle 2-2: Anzahl der durchgeführten Messungen 53

Tabelle 3-1: Signifikanztestung der Prothesenmodelle untereinander und im Ver- gleich zur physiologischen Messung bezüglich der Kraftmessung 59 Tabelle 3-2: Signifikanztestung der Prothesenmodelle untereinander und im Ver-

gleich zwischen den unterschiedlichen Belastungen bezüglich der Bewegungsmessung in Y-Richtung (Weg, AP-Translation) 74 Tabelle 3-3: Signifikanztestung der Prothesenmodelle bezüglich der axialen

Rotation untereinander und zwischen beiden Extensionsmomenten

(Fortsetzung Seite 81) 78

Tabelle 3-4: Vergleich der Spitzendruckwerte (Pmax) von LCS^ Rotating

Platform zu LCS^ Meniscal Bearing und LCS^ Universal AP-Glide 87 Tabelle 3-5: Vergleich der Spitzendruckwerte im Mittel über den Flexionsbereich

von 120° bis 0° (Pmit) der Rotating Platform zum

Meniscal Bearing und Universal AP-Glide 87

Tabelle 3-6: Vergleich innerhalb der Prothesenmodelle bei unterschiedlichen

Belastungen (39 Nm zu 31 Nm) 88

Tabelle 8-1: Daten einer Druckmatrix der Tekscanfolie 125 Tabelle 8-2: Quadrizepskräfte (Maximal- und Minimalwerte) [N] 126 Tabelle 8-3: Translations- (Y), [mm] und Rotationsbewegung (W), [ °] 127 Tabelle 8-4: Maximale Kontaktspitzendruckwerte [MPa] 128

Abkürzungs- / Symbolverzeichnis

2D zweidimensional

3D dreidimensional

∅ Durchmesser

° Grad

% Prozent

* Signifikanz

~ ungefähr

 registered (eingetragenes Warenzeichen)

ACL Anterior Cruciate Ligament (Vorderes Kreuzband) AP anterior / posterior

C Celsius

ca. circa

Cl LCS^ Meniscal Bearing (Posterior Cruciate Retention Component)

cm Zentimeter

const. constant

D Drossel (-Ventil)

DM Dehnungsmeßstreifen

et al. et alii

etc. et cetera

f Funktion (Index: festgesetzt)

Fmax Maximalkraft

Fmin Minimalkraft

Fmit Kraftmittelwert

FQ Quadrizepskraft

FQ‘ abgebildete Quadrizepskraft

FT Tibiagegenkraft

FZ Zugkraft

Hz Hertz

HSS Hospital of Special Surgery I0 Koordinatenursprung Inlay Il lateraler Inlaytiefstpunkt

Im medialer Inlaytiefstpunkt

ISO International Organization for Standardization

K Kraftmeßdose

kg Kilogramm

KG Kniegelenk

l Liter (Index: lateral / Valgusfehlstellung)

lat. lateral

LCS Low Contact Stress

Lg Large (groß)

Lig. Ligamentum

lP Patellahebelarm

lT Tibiaträgerhebelarm

lYi Abstand des Inlaydreiecks zum Inlayursprung in Y-Richtung lZi Abstand des Inlaydreiecks zum Inlayursprung in Z-Richtung lYT Abstand des Tibiadreiecks zum Tibiaursprung in Y-Richtung lZT Abstand des Tibiadreiecks zum Tibiaursprung in Z-Richtung m Meter (Index: medial / Varusfehlstellung)

med. medial

M. Musculus

MB Meniscal Bearing

min Minute

mm Millimeter

MPa Megapascal

ms Millisekunde

MT Gegenmoment

N Newton

Nm Newtonmeter

OP Operation

P Hydraulikpumpe

PE Polyethylen

Pmax Maximaldruck

Pmin Minimaldruck

Pmit Mitteldruck

PCL Posterior Cruciate Ligament (Hinteres Kreuzband)

PCR Posterior Cruciate Retaining PCS Posterior Cruciate Sacrificing

Ph physiologisch

physiol. physiologisch

PMMA Polymethylmethacrylate

Pot Potentiometer

Ro LCS^ Rotating Platform (Non-Cruciate Retaining) ROM Range of Motion (Ausmaß der Beweglichkeit)

s Sekunde

S Sehnenklammer

SKAR Swedish Knee Arthroplasty Register

Std Standard

STD Interax^ Standard-Prothese

T0 Koordinatenursprung Tibiaplateau

TKA Total Knee Arthroplasty (Endoprothetische Versorgung des Kniege- lenks)

TM Trademark (Warenzeichen)

UHMW-PE Ultra-High-Molecular-Weight Polyethylene

Un LCS^ Universal AP-Glide (Posterior Cruciate Retaining)

V Geschwindigkeit

W 4/3-Wegeventil

Z Hydraulikzylinder

z.B. zum Beispiel

µ Reibungskoeffizient

µm Mikrometer

ε seitliche Tibiaplateauneigung

θ Femurwinkel

1 Einleitung

Die endoprothetische Versorgung von Kniegelenken ist in den letzten Jahrzehnten stark angestiegen. Zur Verdeutlichung seien hier die Zahlen des Swedish Knee Ar- throplasty Register (SKAR) als Beispiel für ein industrialisiertes europäisches Land dargestellt (Abbildung 1-1). Demnach ist

der alloplastische Kniegelenkersatz in den letzten 30 Jahren rasant angestie- gen.

Diese Tendenz wird sich auch in Zukunft (bis zum Jahr 2030 ein jährlicher Zu- wachs von bis zu 33%) weiter fortführen [126].

Wichtige Gründe für diese Entwicklung sind:

- Verbesserungen des Prothesende- signs, des Instrumentariums und der Operationstechnik haben den endo- prothetischen Kniegelenkersatz zu ei- nem vertrauenswürdigen Verfahren werden lassen [143, 158].

- Während der letzten 20 Jahre ist die Osteoarthrose am stärksten als Grund für eine TKA angestiegen, während die Operationen für Rheu- matoide Arthritis konstant bleiben.

(Abbildung 1-1). Als Hauptgrund hierfür ist die steigende Lebenser- wartung zu sehen [126].

- Präarthrotische Kniegelenksveränderungen durch Zunahme des Breitensports.

So zeigte sich in einer prospektiven Untersuchung über zwei Jahre an 300 Ama- teurfußballern, daß allein in dieser Zeitspanne 23% (jeder 5. Spieler!) eine Ruptur des vorderen Kreuzbandes erlitten hatten [32, 93].

Abbildung 1-1: Prävalenz- und Inzi- denzdaten aus dem SKAR [126]

In Nordamerika rechnet man bis zum Jahr 2030 wegen des geringeren Alters der jetzigen Bevölkerung sogar mit einer jährlichen Zuwachsrate von bis zu 85% [126].

Die deutlich höhere Anzahl an durchgeführten Implantationen von Knieendoprothe- sen bei Frauen (Abbildung 1-1) ist ebenfalls zum Teil durch demographische Ge- sichtspunkte zu erklären. Allerdings entstehen bei Frauen zusätzlich höhere Gelenk- kräfte (bis zu 20%) durch kleinere Hebelarme [114], wodurch eine höhere Inzidenz auch in jüngeren Altersgruppen nachvollzogen werden kann.

Es gibt derzeit zahlreiche Hersteller von Knieendoprothesen mit unterschiedlichen Designs und Konzepten. Das LCS^ New Jersey Knee (Depuy Inc, Warsaw, Indiana) ist das weltweit am häufigsten verwendete Design mit beweglichen Meniskallagern [102].

In dieser In-vitro-Kraft-, Bewegungs- und Druckanalyse sollen verschiedene Kon- zepte der Inlaybeweglichkeit dieser LCS^-Prothesen hinsichtlich der Rotation und Translation analysiert werden. Dabei gilt es zu prüfen, inwieweit Bewegungsein- schränkungen zu höheren Kräften und/oder höheren tibiofemoralen Kontaktdrücken führen. Außerdem sollen die Bewegungen der Meniskallager daraufhin untersucht werden, ob sie physiologisch sind und welche Veränderungen durch Prothesende- sign und Ausrichtung hervorgerufen werden.

Die Ergebnisse dieser Studie werden anschließend mit bereits unter gleichen Bedin- gungen gemessenen Interax^-Prothesen verglichen.

1.1 Das physiologische Kniegelenk

Das Kniegelenk ist das größte und biomechanisch eines der komplexesten Gelenke des menschlichen Körpers [10, 82]. Anatomisch ist es eingeteilt als bikondyläres Drehscharniergelenk (Trochoginglymus) [131].

Die Abbildung 1-2 und Abbildung 1-3 zei- gen den anatomischen Aufbau mit Femur, Tibia, Patella, Menisci und Bandapparat.

Gelenkkapsel, Bursen, Muskeln, arterielle und nervale Versorgung sowie weitere Weichteile sind nicht dargestellt.

Die genauere Betrachtung der anatomi- schen und mechanischen Achsen, Win- kel, Landmarken und Bewegungsabläufe erfolgt in den folgenden Kapiteln.

Abbildung 1-2: Kniegelenk von medial (gestreckt, 90° gebeugt) [120]

Abbildung 1-3: Kniegelenk von vorn (90° gebeugt) [120]

Lig. collaterale fibulare

Meniscus lateralis Lig. cruciatum anterius

Lig. Cruciatum posterius

Fibula Femur

Tibia Tuberositas tibiae

Lig. collaterale tibiale Patella

Lig. patellae Meniscus medialis

M. quadriceps femoris, Tendo

Epicondylus medialis

1.1.1 Biomechanische Eigenschaften des Kniegelenks

Mechanisch zeigt das menschliche Gelenk allgemein im Reibungsverhalten erstaun- liche Eigenschaften. Mit einem Reibungskoeffizienten von µ < 0,02 übertrifft es selbst aufeinandergleitendes Eis [161]. Daraus ergibt sich für das physiologische Kniegelenk, daß alle sechs

Kraft- und Momentkompo- nenten (Abbildung 1-4) in einer Kombination von Druck auf die Gelenkflächen und durch Zug an den Weichteilen von einem auf den anderen Knochen übertragen werden, ohne daß dabei signifikante Scherkräfte übertragen werden [60].

Analog zu den Kraftkompo- nenten kann für jede Bewe- gung im Raum bezogen auf die drei Achsen, diese in je

eine Translationsbewegung und eine Rotationsbewegung zerlegt werden. Somit hat ein Gelenk, das alle drei Translationsbewegungen und alle drei Rotationsbewegun- gen durchführen kann, sechs Freiheitsgrade.

Anatomisch vereinfacht betrachtet, hat das Kniegelenk als Drehscharniergelenk (Ka- pitel 1.1) nur zwei Freiheitsgrade [131]. Die Hauptbewegung ist demnach eine Ex- tensions-/Flexionsbewegung (Rotation um die Transversalachse) kombiniert mit einer Innen-/Außenrotation um die Longitudinalachse.

Zahlreiche Studien haben weitere Bewegungsmöglichkeiten des Kniegelenks aufge- zeigt. So ist das Strecken und Beugen genau betrachtet eine Kombination aus Rollen und Gleiten, wobei sich der tibiofemorale Kontaktpunkt von Extension zur Flexion nach posterior verschiebt (Roll Back) [8, 10, 41, 60, 78, 82, 118, 136, 139, 141, 156].

Die Menisci folgen der Translationsbewegung des Femur gegenüber der Tibia ge- mäß Abbildung 1-5.

Abbildung 1-4: Referenzachsen, Kräfte und Momente für das Kniegelenk [60]

Abduktions/

Adduktions- Moment

Innen/Außen- Rotationsmoment

Flexions/

Extensions- Moment Anterior/Posterior-

Translationskraft

Medial/Lateral- Subluxationskraft

Distraktions/

Kompressions- Kraft

Sagittalac hse

Transversalachse

Longitudinalachse

Kim et al. [82] beschreiben den komplexen Bewegungsablauf des Kniegelenks bezogen auf das Roll-/Gleitverhalten wie folgt:

Zu Beginn der Flexion (von 0° bis 20°) überwiegt der Rollmechanismus, was zu einer Translation des tibiofemoralen Kontaktpunktes nach posterior führt.

Bei Beugungswinkeln größer als 30° dominiert die Gleitbewegung. Der verbleibende Anteil des Rollens ist dabei auf dem lateralen Plateau aufgrund des größeren Kur- venradius der lateralen Femurkondyle stärker als im Vergleich zur medialen Seite.

Somit entsteht eine passive Innenrotation der Tibia gegenüber dem Femur bei Flexi- on und eine passive Außenrotation bei Extension (Screw Home).

Die passive Bewegung des Roll Back und des Screw Home sind unter kinematischen Gesichtspunkten abhängig von den artikulierenden Gelenkflächen sowie den Kreuz- bändern [38].

Dieser Bewegungsmechanismus zeigt drei Freiheitsgrade auf:

- Extension/Flexion: Rotation um die Transversalachse - Roll Back: Translation entlang der Sagittalachse - Screw Home: Rotation um die Longitudinalachse

Goodfellow und O’Connor [60] weisen auf weitere Bewegungsmöglichkeiten hin:

Eine durch den Fuß aufgebrachte mediolaterale Kraft führt zur Ab-/Adduktion im Kniegelenk und verschiebt die Knochen gegeneinander in mediolateraler Richtung.

Es sind also zwei weitere Freiheitsgrade zu berücksichtigen:

- Ab-/Adduktion: Rotation um die Sagittalachse

- Verschiebung der Knochen in mediolateraler Richtung: Translation entlang der Transversalachse

Abbildung 1-5: Verschieblichkeit der Menisci nach posterior bei Beugung, Tibiaplateau von proximal (rechtes Kniegelenk) [120]

Außerdem beobachteten Essinger et al. [51] auch proximale/distale Translation ent- lang der Longitudinalachse wodurch letztendlich die Bewegungsmöglichkeiten des Kniegelenks bei genauer Betrachtung durch alle sechs Freiheitsgrade beschrieben werden.

Der Drehpunkt des Gelenks bewegt sich dabei auf einer Bahnkurve (Abbildung 1-6).

Während die Translationsbewegungen sich im Bereich von einigen Millimetern abspielen und auch die Ab-/Adduktion abhängig vom Flexionswinkel nur einige Grad beträgt, können die Rotationsbewegungen nach der Neutral-Null- Methode angegeben werden [131]:

Extension-Flexion: 0°-0°-150°

Außenrotation-Innenrotation: 30°-0°-10°

Die aktive Bewegung des Kniegelenks wird durch Muskeln, die über das Gelenk füh- ren, ausgeübt (Tabelle 1-1).

Tabelle 1-1: Wirkung der Muskeln auf das Kniegelenk, geordnet nach Bewegungs- richtung und Stärke (Größe ihres Drehmoments) [131]

Bewegung Muskel

Streckung (Extension) M. quadriceps femoris, M. tensor fasciae latae Beugung (Flexion)

M. semimembranosus, M. semitendinosus, M.

biceps femoris, M. gracilis, M. sartorius, M. ga- strocnemius, M. popliteus, M. plantaris

Innenrotation (bei gebeugtem Kniegelenk)

M. semimembranosus, M. semitendinosus, M.

popliteus, M. sartorius, M. gastrocnemius (Ca- put laterale), M. gracilis

Außenrotation (bei gebeugtem Kniegelenk)

M. biceps femoris, M. gastrocnemius (Caput mediale), M. tensor fasciae latae

Abbildung 1-6:

Durchgangspunkte des Drehzentrums zwischen Femur und Tibia [136]

0°

15°

30°

45°

60°

75°

90°

Die Lage anatomischer Achsen zu mechanischen Achsen ist für die Knieendoprothe- tik von Bedeutung (Abbildung 1-7). Der anatomische Valguswinkel des Femur hat drei Definitionen, abhängig davon, welche Achse zugrundegelegt wird [72].

Demnach sind folgende Winkel im Ge- brauch:

- θ2 - θF für die distale femorale anato- mische Achse,

- θ2 - θP für die proximale anatomische Achse und

- θ2 - θO bei Bezug auf die anatomische Gesamtachse (Strecke BK).

In dieser Studie wird der Valguswinkel als Differenzwinkel zwischen der mechani- schen Femurachse und der anatomi- schen Gesamtachse verwendet (θ2 - θO ).

Im physiologischen Kniegelenk beträgt er etwa 7° (4°-10°) [47, 48, 52, 71, 72, 88, 99, 162].

Analog hierzu wird der tibiofemorale Win- kel als Winkel zwischen den mecha- nischen Achsen von Femur und Tibia ge- braucht (θ2 - θ1).

Die seitliche Tibiaplateauneigung wird durch den Winkel ε beschrieben.

Als Slope bezeichnet man die physiologi- sche Tibiaplateauneigung nach posterior unter einem Winkel von 5°-10° [82, 88, 119, 156].

Abbildung 1-7: Anatomische und mechanische Achsen [72]

A: Zentrum des Fußgelenks H: Zentrum des Femurkopfes K: Zentrum des Kniegelenks HN: Schenkelhalsachse

BK: anatomische Femurschaftachse KA: mechanische Tibiaachse

HK: mechanische Femurachse

H B N

K

A A

K H

θF

θO

θP

ε

θ2

θ1

1.1.2 Belastung des Kniegelenks

Beim normalen Gehen in der Ebene entstehen Belastungen bis zum Vierfachen der eigenen Körpergewichtskraft [15, 33, 79, 80, 110].

Werte für weitere alltägliche Tätigkeiten sind in der Tabelle 1-2 aufgezeigt.

Die Belastungen sind abhängig vom Beugewinkel, da sich durch das Roll Back (Ka- pitel 1.1.1) die Hebelarme und dadurch auch die Kräfte und Momente ändern (Abbil- dung 1-8).

So ist die Aktivität des M. quadri- zeps femoris gegen ein konstan- tes Moment bei 40° Beugung bei- nahe um den Faktor zwei gerin- ger als bei voller Streckung [9].

Insgesamt kann der M. quadri- zeps femoris über den Hebelarm der Patella ein Drehmoment von bis zu 200 Nm erzeugen, wobei auf das Lig. patellae eine Zugkraft von 6000 N wirkt [3, 142].

Tabelle 1-2: Tibiofemorale Kompressionskräfte als Vielfaches der Körpergewichts- kraft (Fg) [79]

Autor Aktivität Winkel [°] Kraft [x Fg]

Ericson und Nisell [50] Radfahren 60-100 1.2

Smidt [136] Isometrische Extension 60 3.1

Isometrische Flexion 5 3.3

Morrison [109] Treppensteigen 45 4.3

Treppe abwärts 60 3.8

Ellis et al. [46] Aufstehen vom Stuhl 3 bis 7

Dahlkvist et al. [34] Tiefe Kniebeuge abwärts 140 5.0

Tiefe Kniebeuge aufwärts 140 5.6

Abbildung 1-8: Zugrichtung des Lig. patellae bei voller Streckung und bei 90° Flexion [25]

1.1.3 Mathematische Modelle

Mathematische Modelle des menschlichen Kniegelenks simulieren die charakteristi- sche Bewegung des Gelenks und sollten eine Beschreibung der Gelenkflächen bein- halten [21]. Ein bekanntes Beispiel hierfür ist die als Tangentenhüllkurve oder Kop- pelhüllkurve [103] (Abbildung 1-9) nach-

empfundene Femurkondylenform. Dieser liegt die Auffassung der Kreuzbänder als Viergelenkkette [103] zugrunde [59]. Es ergibt sich hiermit die Form einer logarith- mischen Spirale mit sich nach posterior verkürzenden Radien [131].

Andere Modelle beziehen die Seitenbän- der nach der 1888 von Burmester berech- neten Scheitelkubikkurve mit ein (Abbil- dung 1-10).

Problem dieser Modelle ist die Reduzie- rung der Urprünge und Ansätze der Bän- der auf einfache Punkte. Martelli et al. [96]

weisen daraufhin, daß es individuelle Unterschiede in Bandlängen und Bandansät- zen gibt. Auch kann man die Kreuzbänder z.B. funktional in weitere Bündel untertei- len, die je nach Beugewinkel unterschiedlich angespannt sind (Functional Recruit- ment [55]) [4, 93].

Weiterführende anatomische Untersuchungen haben sogar gezeigt, daß die Femur- kondylen nicht helikal sind, sondern durch zwei Radien gebildet werden [118].

Neuere mathematische Modelle versuchen die Elastizität der Gelenkflächen und da- mit die Deformierung im Kontaktbereich zu berücksichtigen [21, 51].

Essinger et al. [51] stellen treffend fest: ein mathematisches Modell kann ein nützli- ches Hilfsmittel für die Entwicklung neuer Komponenten sein, ersetzt aber nicht ex- perimentelle Untersuchungen oder klinische Studien.

Es können anatomische Komponenten nur berechnet und mit der wahren Funktion verglichen werden, wenn man die Daten durch präzise Meßmethoden direkt an aktu- ellen Proben aufzeichnet [59].

Abbildung 1-9: Tangenten-/ Kop- pelhüllkurve [112]

Abbildung 1-10: Der theoretische Verlauf des medialen Seitenbandes und seine Lage im Verhältnis zur Burmester-Kurve [112]:

Wird ein Punkt C^F auf der Angelkubik am Femur mit einem Punkt C^T auf der Schei- telkubik an der Tibia durch das Zentrum P verbunden, dann läuft dieser Punkt C^T bei Bewegung der Tibia, wenn nicht auf einer idealen, so doch auf einer weitgehend an- genäherten Kreislinie. So bewegt sich also der Punkt C^T (Tibia), welcher zu C^F (Fe- mur) gehört, auf einer solchen Kreisbahn aus der Extension C^TE in die Flexion C^TF. Analog verhält es sich mit den Bandbegrenzungspunkten D, während die Kreuz- bandendpunkte sich auf der Tibia A^T und B^T ohnehin bei der im Schema in die Sa- gittalebene reduzierten Bewegung (ohne Rotation) auf Kreisbahnen bewegen kön- nen.

Angel- kubik

Scheitel- kubik

1.2 Das pathologische Kniegelenk

Indikation zum künstlichen Gelenkersatz ist die ausgeprägte, stark schmerzhafte Ar- throse, die alle Gelenkanteile betrifft und zur hochgradigen Geheinschränkung zwingt [157]. Dabei können viele Primärerkrankungen im weiteren Verlauf zu diesem Krank- heitsbild führen.

Die mannigfaltigen Erkrankungen des Kniegelenks können hier nur als Übersicht (nach Jäger und Wirth [157]) wiedergegeben werden:

- Angeborene Deformitäten im Kniebereich:

Angeborene Kniegelenkluxation, Genu recurvatum, Genu varum, Genu valgum, Angeborene Kontrakturen, Fehlbildungen der Patella, Angeborene Patellaluxati- on, Scheibenmeniskus, Meniskusganglion, Plicasyndrom;

- Erworbene Erkrankungen des Kniegelenks:

Habituelle Patellaluxation, Genu recurvatum, Genu varum, Genu valgum, Kon- trakturen, Meniskusschäden, Kapsel-Band-Schäden, Kniekehlenzysten;

- Degenerative Erkrankungen des Kniegelenks:

Chondropathia patellae, Osteopathia patella, Osteochondrosis dissecans, Os- good-Schlattersche Erkrankung, Spontane Osteonekrose Ahlbäck, Gonarthrose;

- Entzündliche Erkrankungen des Kniegelenks:

Kniegelenkempyem, Rheumatoide Veränderungen bei Infektionskrankheiten, Spezifische Entzündungen (Tuberkulose, Lues), Schleimbeutelentzündungen des Kniegelenks, Hoffasche Erkrankung;

- Neurogene Erkrankungen des Kniegelenks:

Tabische Arthropathie.

Die Grundlagen der Gonarthrose als häufigste Erkrankung (Kapitel 1 und 1.1.1), die einen alloplastischen Gelenkersatz erfordert, sowie weiterführende Aspekte zu trau- matischen Ereignissen werden nachfolgend im Kapitel 1.2.1 beziehungsweise Kapi- tel 1.2.2 aufgezeigt.

1.2.1 Gonarthrose

Eine Osteoarthrose kann als primäre Erkrankung entstehen oder sich sekundär auf der Grundlage anderer Gelenk- fehlfunktionen entwickeln [137].

Die Gonarthrose entsteht meis- tens als Folge von Präarthro- tischen Veränderungen (Kapitel 1.2.2) [86].

Die Abbildung 1-11 zeigt sche- matisch die pathologischen Veränderungen bei Osteoar- throse:

a) normales Synovialgelenk, b) Frühveränderungen mit De-

struktion des Gelenkknor- pels,

c) fortgeschrittene Osteoar- throse mit Verbreiterung des subartikulären Knochens und Ausbildung von Osteo- phyten.

Häufig kommt es zu entzündli- chen Veränderungen.

Eine Muskelatrophie wird durch Inaktivität infolge Immobilität des erkrankten Gelenks verur- sacht [137].

Abbildung 1-11: Pathologische Veränderungen bei Osteoarthrose [137]

1.2.2 Verletzung und Verschleiß

Außer durch Frakturen, bei denen die Gelenkflächen beteiligt sind, führen vor allem Meniskus- und Kreuzbandläsionen durch unphysiologische Belastung des Kniege- lenks zur Gonarthrose.

Meniskusläsionen bei jungen Menschen sind fast immer Folge von Sportunfällen mit schwerer Rotationsbelastung des gebeugten Kniegelenks [137].

Dabei ist der Innenmeniskus wegen seiner geringeren Verschieblichkeit durch seine Anbindung an die Umgebung (z.B. Innenband) häufiger betroffen [86].

Die oft notwendige (partielle) Meniskektomie hat aber biomechanisch erhebliche Auswirkungen auf das Kniegelenk. So verringert sich durch die Abnahme der Kon- gruenz zwischen den Kondylen die Kontaktfläche im Mittel von 11,5 cm² auf 5,2 cm², und der Druck erhöht sich im Mittel von 4 MPa auf 8 MPa (Tibiofemorale Kompres- sionskraft = 1500 N) [58, 74].

Der erhöhte Druck führt zum Verlust der Knorpelmatrix, zur Freilegung von Kollagen- fibrillen und schließlich zur völligen Desintegration der chondralen Strukturen mit dem Endbild der Arthrose [67, 122, 146].

Der Riß des vorderen Kreuzbandes bewirkt zunächst eine Abweichung vom physio- logischen Bewegungsablauf:

Der Verlust eines zentralen Führungselements wie des vorderen Kreuzbandes be- dingt eine vermehrte Laxität. Bei jedem aktiven Streckvorgang kommt es durch das Überwiegen des M. quadrizeps femoris zu einer pathologischen anterioren Transla- tion der Tibia (Paradoxal Movement [38, 139]) [93].

Hierdurch wird der mechanische Vorteil des Roll Back (Kapitel 1.1.1) reduziert und somit die Belastung des Gelenks erhöht.

Außerdem bedingt dieses pathologische Bewegungsmuster die vermehrte Belastung anderer Strukturen, die die Beweglichkeit der Tibia gegen das Femur nach anterior bremsen müssen [93]. Neben arthrotischen Veränderungen zeigten verschiedene Studien, daß die Inzidenz von Meniskektomien bei insuffizientem vorderen Kreuz- band deutlich zunimmt [6, 44, 100, 129, 130].

Folglich ist das Fortschreiten der Arthrose weiter beschleunigt (siehe oben).

Der Verschleiß mit der Ausbildung einer Gonarthro- se ist auch im physiologischen Kniegelenk nicht gleichmäßig.

Während des Gehens entsteht ein Adduktionsmo- ment durch eine von der statischen mechanischen Achse abweichende dynamische Achse (Abbildung 1-12). Sie geht vom Körperschwerpunkt aus, pas- siert das Kniegelenk medial und läuft durch den Fuß.

Dieses Adduktionsmoment produziert eine asym- metrische Belastung [10].

In Zusammenhang mit der geringeren Verschieb- lichkeit des Innenmeniskus und des kleineren Fe- murkondylenradius auf der medialen Seite können die auf der medialen Seite beobachteten stärkeren arthrotischen Veränderungen der Gelenkflächen er- klärt werden.

Abbildung 1-12: Dynami- sche Achse beim Gehen [10]

1.2.3 Indikationen zur Knieendoprothetik

Das Ziel eines alloplastischen Kniegelenkersatzes ist es, Schmerzen zu reduzieren, Deformitäten zu korrigieren und eine normale Funktion und Stabilität wiederherzu- stellen [29, 111, 143, 150]. Dabei ist für den Patienten die Schmerzlinderung subjek- tiv wichtiger, als die Wiederherstellung der Funktion [127].

Nach dem Swedish Knee Arthroplasty Register (SKAR, Kapitel 1) wurden im Zeit- raum von 1976 bis 1997 in Schweden insgesamt 57.201 primäre Implantationen von Knieprothesen durchgeführt. Die zugrundeliegenden Indikationen sind in Tabelle 1-3 aufgelistet und in Abbildung 1-13 grafisch dargestellt.

Tabelle 1-3: Anzahl der primären Knieendoprothesen (1976-1997, Schweden) [126]

Indikation Frauen Männer Gesamt

Osteoarthrose 29.989 14.871 44.860

Rheumatoide Arthritis 7.574 2.392 9.966

Posttraumatische Osteoarthrose 720 503 1.223

Osteonekrose 368 99 467

Sonstige 430 255 685

Gesamt 39.081 18.120 57.201

Die Abbildung 1-13 zeigt deutlich, daß vor allem die Osteoarthrose und die Rheu- matoide Arthritis verantwortlich für die Implantation einer Knieendoprothesen sind. Zur deutlich höheren Inzidenz bei Frauen (Tabelle 1-3) siehe Kapitel 1.

Die Inzidenz des primären Kniegelenker- satzes steigt am stärksten mit dem Alter der Patienten, während in der jüngsten Altersgruppe (kleiner 45 Jahre) der schwächste Anstieg zu verzeichnen ist [126].

Abbildung 1-13: Indikationen zum Knie- gelenkersatz

Osteoarthrose

Rheumatoide Arthrits Posttraumatische Arthrose Osteonekrose

Sonstige

1.3 Knieendoprothesen

Die in der heutigen Zeit hauptsächlich implantierten Totalprothesen werden nach ISO-Norm 7207/1 klassifiziert:

- unikondyläre Schlittenprothesen, - bikondyläre Schlittenprothesen,

- stabilisierte Schlittenprothesen (Semi-Constrained), - Scharnierprothesen (Constrained).

Dabei nimmt die Manipulation am Kniegelenk bezüglich der Knochen- und Weichteil- resektion, aber auch die Eigenstabilität der Prothese, in dieser Auflistung zu. Im Ge- gensatz dazu verringert sich die physiologische Kniegelenkkinematik.

Die Auswahl des geeigneten Implantats hängt vom Befund des zu versorgenden Kniegelenks ab.

Zur Verwendung unikondylärer Schlittenprothesen weisen Goodfellow et al. [61] auf kontroverse Meinungen wegen technisch anspruchsvoller Operation und wenig Mög- lichkeit zur Achskorrektur hin. Daher kommen derzeit meist bikondyläre Schlitten- prothesen zum Einsatz.

Hier sind bei dem Versuch, die physiologische Kniekinematik zu erhalten, eine Viel- zahl unterschiedlicher Lösungsansätze und Konzepte zu finden. Fast allen gemein ist derzeit die Verwendung von Polyethylen als Meniskallager und metallischer Legie- rungen (Chrom, Cobalt, Molybdän, Titan) für die Femur- und Tibiakomponente. Die wichtigsten Unterscheidungsmerkmale sind:

- Erhalt beider Kreuzbänder, Erhalt nur des hinteren Kreuzbandes (Posterior Cru- ciate Retaining, PCR), Opferung beider Kreuzbänder (Non-Cruciate Retaining oder Posterior Cruciate Sacrificing, PCS),

- Ein oder zwei Meniskallager, fest (Fixed Bearing) oder beweglich (Meniscal Bea- ring),

- mit patellarem Rückflächenersatz oder ohne.

Auch die in dieser Studie untersuchten LCS^-Prothesen (Kapitel 2.1) gehören zu den bikondylären Schlittenprothesen.

Bei ausgeprägteren Vorschädigungen mit Einbeziehung des Kapsel-/Bandapparates werden stabilisierte Schlit- tenprothesen mit zentralen Führungselementen oder (bei sehr starken Achsfehlstellungen z.B.) Scharnierprothesen (Abbildung 1-14) bevorzugt implantiert.

Die Möglichkeit zur Verankerung im Knochen mit Zement oder zementfrei gilt optional für die meisten Total- Knieendoprothesen.

Abbildung 1-14:

Scharnierprothese [66]

1.3.1 Historische Entwicklung

Die erste Publikation eines implantierten künstlichen Kniegelenks stammt von The- mistocles Gluck aus dem Jahr 1891 und beschreibt einen „Kniescharnierapparat“ aus Elfenbein (Abbildung 1-15). Gluck setzte diese bei Patienten mit Gelenktuberkulose ein, so daß der Gelenkersatz ohne die heutigen Antibiotika und Tuberkulostatika zum Mißerfolg verdammt war [153].

Die erste Scharnierprothese aus Metall wurde Anfang der 40er Jahre von Campbell und Boyd implantiert [20].

In den frühen 60er Jahren wurden in Europa Scharnierprothesen und achsgekop- pelte Knieprothesen entwickelt. In den USA wurde relativ früh mit dem bikondylären Oberflächenersatz begonnen, in der Regel mit einer zementierten Vollpolyethylen- Tibiakomponente [2].

Das erste zementierte Metall-Kunststoff-Gelenk wurde 1969 durch Gunston einge- führt [147].

Allen Konzepten aus dieser Zeit war eines gemeinsam: sie schränkten einzelne oder mehrere Freiheitsgrade des Kniegelenks zum Teil drastisch ein – mit Folgen für die Implantatverankerung aufgrund hoher Scherkraftbelastung (Abbildung 1-16-b) [2].

Abbildung 1-15: Kniescharnierapparat nach Gluck (Fotomontage) [153]

In den 70er Jahren wurden deshalb Polyethyleneinsätze entwickelt, die auf Metall- Tibiaimplantaten verankert waren (Metal Backed), womit das Einsinken des Ti- biaplateaus in den Tibiaknochen verringert werden konnte [121, 147].

Um alle Freiheitsgrade des natürlichen Kniegelenks zu erlauben reduzierte man die Kongruenz zwischen Femurimplantat und Polyethylen, allerdings fand die Kraftüber- tragung auf einer nur sehr kleinen Polyethylen-Fläche statt [2]. Die Problematik des Polyethylenverschleiß nahm daher an Bedeutung zu (Abbildung 1-16-a).

Goodfellow und O’Connor waren die ersten, die Mitte der 70er Jahre die Idee zu be- weglichen Inlays hatten [20, 132].

Das System des Mobile-Bearing soll Torsionsmomente eliminieren, sowohl axiale Rotation als auch anteroposteriore Translation erlauben und dabei den Kontaktspit- zendruck und die Scherkräfte reduzieren (Abbildung 1-16-c) [20, 28].

1977 entwickelten Buechel und Pappas eine Knieprothese mit beweglichen Menis- kallagern und hoher Flächenkongruenz: das New Jersey Low Contact Stress (LCS^) Replacement System [20, 28]. Es ist das weltweit am häufigsten implantierte Design mit beweglichen Meniskallagern [102].

Abbildung 1-16:

Prinzipien verschiede- ner Prothesenentwick- lungen mit schemati- scher Darstellung der Spitzendruckbelastung des Polyethylens und der auf die Tibia über- tragenen Scherkräfte [2]

a) Beweglichkeit ohne Kongruenz

b) Kongruenz ohne Beweglichkeit

c) Beweglichkeit mit Kongruenz Kontaktdruck Scherkraft

1.3.2 Klinische Ergebnisse

Aus den Zielen (Kapitel 1.2.3) eines künstlichen Gelenkflächenersatzes leitet sich der Erfolg einer Implantation ab: dauerhafte Schmerzreduktion bei guter Funktion und Stabilität sowie gegebenenfalls Korrektur von Deformitäten.

Zur Quantifizierung dieser teils subjektiven teils objektiven Parameter wird in klini- schen Studien oft eine Patientenevaluation mittels Hospital for Special Surgery (HSS) Scoring System [39, 89, 133], Knee Society (funtion/pain) Score [77, 124, 143] oder New Jersey Orthopedic Hospital Knee Scoring Scale [26, 28, 29, 151] durchgeführt.

Ein Kniegelenkersatz hat viele mögliche Komplikationen (Abbildung 1-18) [14].

Die Migration (Einsinken) einer Prothesenkomponente in den Knochen ist bei ze- mentfreien Implantaten zumindest im ersten Jahr stärker, stagniert jedoch im Laufe der Zeit [5]. Nilsson et al. [113] sahen in einer prospektiv randomisierten Studie zwi- schen zementierten und hydroxylapatitbeschichteten Tibiakomponenten keinen si- gnifikanten Unterschied nach fünf Jahren [143].

Neben eher prothesenunspezifischen Komplikationen (tiefe Beinvenenthrombosen, Lungenembolien, Infektionen, kardiale Beschwerden, Pneumonien etc.) sind folgen- de Probleme mehr designspezifisch:

- Lockerung, - Instabilität,

- Polyethylenverschleiß,

- Patellakomplikationen, Fraktur,

- Dislokation/Bruch von Meniskallagern.

Abbildung 1-18: Revisionsindikationen von 1988 bis 1992 in Schweden [83, 155]

Lockerung Infektion Verschleiß Patellaprobleme Instabilität Migration Sonstige

Lockerung und Komponentenverschleiß sind die Hauptprobleme auf lange Sicht [119]. Wurde in den Studien mit Fixed Bearing-Systemen noch die aseptische Locke- rung durch hohe Scherkraftbelastung als Hauptursache für das Versagen eines al- loplastischen Kniegelenkersatzes ausgemacht [14, 64, 124, 147, 149], scheint sich dieses durch die Verwendung von Mobile Bearing-Systemen auf den Verschleiß der Polyethylenlager verlagert zu haben [31, 49, 52, 77, 91, 155].

Lockerung/Instabilität:

Die Ausrichtung (es gibt sechs Freiheitsgrade bezüglich des Einbaus für jede Kom- ponente! [106]) der Prothese ist ein wichtiger Faktor für die Lockerung und Instabilität [95].

Lockerung kann assoziiert mit Fehlausrichtung der Komponenten, falscher Weichteil- balance oder Verwendung von (Semi-)Constrained Prothesentypen auftreten [38].

Das Tibiaplateau löst sich häufiger und eher als die Femurkomponente [15], vor al- lem, wenn die Tibiakomponente nicht so groß ist, daß sie auf der Kortikalis aufliegt [14].

Die Stabilität ist Abhängig von der genauen Reproduktion der Gelenklinie [97].

Polyethylenverschleiß:

Polyethylenverschleiß (Kapitel 1.3.3) manifestiert sich klinisch je nach Design fünf bis zehn Jahre postoperativ [2].

Patellakomplikationen/Fraktur:

Hier ist der wichtigste Grund für Revisionen im Auftreten von retropatellarem Schmerz zu finden, der sowohl nach Versorgung mit Patellarückflächenersatz auf- treten kann [24, 26], als auch ohne [13, 24].

Neben Sehnenrupturen, Nekrosen und (Sub-)Luxationen werden auch Patellafraktu- ren [75] und periprothetische Tibia- oder Femurfrakturen [42] beschrieben.

Dislokation/Bruch von Meniskallagern:

Komplikationen dieser Art sind vor allem bei Knieprothesen mit getrennten beweg- lichen Meniskallagern (Oxford Knee, LCS^) beschrieben und werden mit falscher Indikation und Ausrichtung bzw. Materialfehlern begründet [28, 62, 77].

Nachfolgend wird diese Problematik bezogen auf die LCS^-Prothesen betrachtet.

Die Nachuntersuchung der ersten 123 zementierten LCS^-Prothesen durch Buechel und Pappas [27] konnte keine mechanischen Implantatfehler oder Dislokationen feststellen.

Das Ergebnis einer retrospektiven Studie an 472 zementlosen Meniscal Bearing- Knieprothesen (LCS^) von Jordan et al. [77] zeigt, daß eine Lockerung wegen der beweglichen Meniskallager kein Problem mehr ist. Die Erfolgsquote über acht Jahre lag bei 94,6%. Aufgetretene Lagerbrüche (alle vor 1989) werden auf falsche Rota- tionsausrichtung mit extremem Überhang zurückgeführt (Abbildung 1-19). Nach De- signänderung 1989 wurde das Problem nicht mehr beobachtet [26, 77].

In einer späteren Langzeitstudie ermittelten Buechel und Pappas [29] eine Sechsjah- resüberlebensrate für das PCR-Tibiaplateau (LCS^ Classic) von 97,9% und eine Zehnjahresüberlebensrate für das PCS-Tibiaplateau (LCS^ Rotating Platform) von 97,5%.

Weiterhin stellten sie die These auf, daß der Verschleiß der limitierende Faktor der Langzeitüberlebensrate ist, wenn ein Implantat Fixationsfehler für 10 bis 20 Jahre überleben kann [29].

Abbildung 1-19: Frakturmechanismus des LCS^-Meniskallagers [151]

Medial Lateral

Laterales Lager

Subluxiertes Lager Lagerbruch

Lat.

Lager

Lagerbruch Gewicht

Frontalansicht

Draufsicht

Tibiaplateau

1.3.3 Polyethylenverschleiß

Die in Knieprothesen eingesetzten Polyethylen-Lager sind einer Wechselbelastung aus Zug und Druck ausgesetzt: die maximale Druckbelastung entsteht im Zentrum der Kontaktfläche während am Belastungsrand die Oberfläche gestreckt wird und Zugkräfte entstehen [16]. Unter Berücksichtigung dieser Wechselbelastung sinkt die von einigen Autoren angegebene Verschleißgrenze für Ultra-High-Molecular-Weight Polyethylen (UHMW-PE) von über 20 MPa [33, 101, 145] auf etwa 10 MPa [2, 70, 81, 108].

Neben den Zug- und Druckkräften kommt es durch Torsionsbelastung des Meniskallagers und des Roll Back zu Scherkräften mit Maximum etwa 1 bis 2 mm unter der Oberflä- che (Von-Mises-Stress [2, 17, 108, 115, 117, 134] Abbildung 1-20) [16, 17, 33, 160].

Blunn et al. [22] führen das Auftre- ten von Polyethlendefekten auf vermehrt gebildete freie Radikale in Regionen mit maximalen Scher- kräften zurück. Dieser Von-Mises- Stress (hauptverantwortlich für die Zerstörung) nimmt mit der Stärke des UHMW-PE ab, so daß bei ge- eigneter Inlaydicke das UHMW-PE wiederum größeren Kontaktstress aushalten kann, als die angegebe- nen Grenzwerte [17].

Der Zusammenhang zwischen der Inlaydicke und Verschleiß wurde in

verschiedenen Studien aufgezeigt [31, 49, 81, 159]. Collier et al. [33] fanden heraus, daß unterhalb einer PE-Stärke von 6 mm sowohl die Oberflächenbelastung als auch der Von-Mises-Stress stark zunimmt (Abbildung 1-21).

Abbildung 1-20: Auswirkungen des Von- Mises-Stress [2]

Abbildung 1-21: Druckbelastung in Ab- hängigkeit der Polyethylendicke [33]

6 Polyethylendicke [mm]

Kotaktdruck

Von-Mises-Stress Belastung: 4 x Körpergewicht

Druck [Mpa]

Es gibt verschiedene Arten von Polyethylenverschleiß [69, 81, 160]:

- Oberflächendeformation, - Pitting,

- Fremdkörpereinbettung (Polymethylmethacrylate, PMMA), - Kratzer/Polieren,

- Abrasion, - Einrisse, - Delamination.

Pitting und Delamination erzeugen den meisten Abrieb von Partikeln [16]. Die häufig- sten Probleme bezüglich der Delamination wurden in Non-Conforming Designs ge- funden [17].

Wenn Delamination beginnt, ist es ein sehr schnell fortschreitender Prozeß [22, 31].

Es ergeben sich rasch katas- trophale Verschleißbilder (Abbildung 1-22). Osteolyse kann die Folge sein [22, 81, 101, 156].

Laborexperimente haben gezeigt, daß der Verschleiß exponentiell mit dem Kon- taktdruck steigt [12, 22, 128, 145]. Der Kontaktdruck wie-

derum ist vor allem abhängig vom Prothesendesign [22, 96, 98, 101, 108, 159], der Komponentenausrichtung [18, 48, 71], den Bandspannungen [96, 139, 149] und von Patientenparametern [16, 48, 114, 159].

Auch die Oberflächenhitzebehandlung des UHMW-PE scheint ein wichtiger Faktor für Delamination zu sein [33, 49, 81].

Manche Studien haben Abhängigkeiten von Patientenfaktoren gezeigt, andere nicht [22]. Vor allem die Abhängigkeit des PE-Verschleiß vom Patientengewicht wird un- terschiedlich dargestellt.

Abbildung 1-22: PE-Verschleiß [143]

So beschreiben einige Au- toren Korrelationen zwi- schen Patientengewicht und Verschleiß (Abbildung 1-23) [16, 26, 48, 98, 151, 159], andere im Gegensatz dazu nicht [49, 52, 54].

Engh et al. [49] erkannten:

„Es ist klar, daß Polyethy- lenverschleiß mit der Zeit, dem Patientengewicht und dem Aktivitätsgrad steigt,

obwohl in unserer Studie statistisch nur ein Zusammenhang zur Zeit besteht.“

Zusammenfassend ergeben sich somit als wichtig einzuordnende Verschleißfak- toren:

- Geometrie der Gelenkflächen (Kontaktdruck), - Oberflächenrauhigkeit der Femurkomponente,

- Herstellungsprozeß (PE-Qualität, Oberflächenhitzebehandlung, Polieren), - Sterilisationsverfahren,

- Polyethylendicke,

- Prothesenausrichtung (Varus/Valgus, Rotation, Inlayüberhang, Bandspannun- gen),

- Patientenparameter (Gewicht, Aktivitätsgrad, Implantationszeit).

Cameron [31] sieht im Polyethylenverschleiß den häufigsten gemeinsamen Grund für eine Revision bei verschiedenen Knieprothesen in der heutigen Zeit.

Abbildung 1-23: Verschleiß in Abhängigkeit vom Gewicht [159]

Gewicht [kg]

Verschleißrate

1.4 Experimentelle Studien an Knieendoprothesen

Grundlage zur Entwicklung verbesserter Prothesendesigns ist die Analyse klinischer Ergebnisse (Kapitel 1.3.2) und experimenteller Studien, welche vor allem den Ver- gleich endoprothetisch versorgter Kniegelenke mit physiologischen Gelenken und/oder anderen Prothesenmodellen beinhalten.

Prinzipiell können die Untersuchungstechniken eingeteilt werden als „In-vivo-“ oder

„In-vitro-“ Messungen.

In-vivo-Messungen:

Vorteile dieser Methoden sind sicherlich in der Meßaufnahme am unverfälschten Objekt zu sehen. Jedoch können in der Biomechanik die notwendigen Meßeinrich- tungen (Kraft-, Druck- oder Bewegungssensoren) oft nicht direkt an den zu untersu- chenden Meßpunkten angebracht werden, da die Belastung der Patienten nicht zu vertreten wäre (invasive Techniken, Strahlenbelastung etc.).

Es werden hier zunehmend Fotostroboskopische Verfahren, Ultraschall oder MRT angewandt.

In-vitro-Messungen:

Das Spektrum reicht von einfachen Materialtests über Untersuchungen an Amputa- ten bis hin zur Simulation. Dabei wird meist auf die in vivo gewonnenen Daten zu- rückgegriffen. Vereinfachungen gegenüber den komplexen physiologischen Gege- benheiten sind nahezu nicht vermeidbar.

Zusätzlich sind hier postmortale Veränderungen oder das Fehlen des Muskeltonus bei Amputaten für eine gewisse Verfälschung der Ergebnisse verantwortlich [25, 152].

1.4.1 Kraft- / Momentmessungen

Die in unterschiedlichen Verfahren ermittelten Quadrizepskräfte für einige Tätigkeiten sind in der Tabelle 1-4 aufgelistet.

Tabelle 1-4: Quadrizepskräfte für verschiedene Tätigkeiten

Autor Aktivität Quadrizepskraft [N]

Morrison [110] Ganganalyse 756

Ericson und Nisell [50] Radfahren 983

Smidt [136] Isometrische Extension 2494

Reilly und Martens [123] Treppenstufe (20 cm) aufwärts 2452 Treppenstufe (20 cm) abwärts 2452

Tiefe Kniebeuge 3237

Da die Bestimmung der Quadrizepskraft in vivo meist über mathematische Rück- rechnungen (Mathematische Modelle, Kapitel 1.1.3) erfolgt, ist es biomechanisch und meßtechnisch sinnvoller, eine Momentbetrachtung am Kniegelenk durchzuführen.

Als gut reproduzier- und vergleichbar hat sich die Untersuchung einer isokinetischen Extensions-/Flexionsbewegung des Kniegelenks gezeigt [19, 57, 79, 94, 154].

Isolierte objektive Messungen für die funktionelle Kapazität eines Kniegelenks sind durch isokinetische Untersuchungen mit einem Cybex Isocinetic Dynamometer mög- lich [19].

Die Tabelle 1-5 zeigt die Ergebnisse einer solchen Untersuchung durch Fuchs et al.

[57] für den Vergleich zwischen physiologischen und endoprothetisch versorgten Kniegelenken. Die erreichten Drehmomente mit alloplastischem Kniegelenk betrugen etwa 66% der erzielten Momente in der Kontrollgruppe.

Tabelle 1-5: Maximales Drehmoment mit oder ohne Kniegelenkersatz (TKA) [57]

Aktivität Geschwindigkeit Physiol. KG Nach TKA

Isokinetische Extension 60 °/s 132 Nm 87 Nm

Isokinetische Flexion 60 °/s 93 Nm 62 Nm

Einen ähnlichen Versuchsansatz wählten auch Berman [19] und Lorentzen et al. [94], jedoch stellten sie das postoperative Ergebnis der Messungen den präoperativen Werten gegenüber (Tabelle 1-6).

Tabelle 1-6: Maximales Drehmoment vor und nach Kniegelenkersatz

Aktivität Geschwindigkeit Präoperativ Postoperativ

Berman [19] (24 bis 39 Monate post OP)

Isokinetische Extension 60 °/s 37 Nm 58 Nm

Isokinetische Flexion 60 °/s 23 Nm 34 Nm

Lorentzen et al. [94] (6 Monate post OP)

Isokinetische Extension 30 °/s 57 Nm 67 Nm

Isokinetische Flexion 30 °/s 30 Nm 39 Nm

In beiden Studien konnte durch die Operation eine deutliche Verbesserung der Kniefunktion nachgewiesen werden. Obwohl das erreichte maximale Drehmoment zum Teil über 50 % Zuwachs zu verzeichnen hatte, bleibt vor allem für die Quadri- zepsfunktion auch über zwei Jahre postoperativ ein kleines, aber signifikantes, Defizit zur gesunden Seite [19].

Wilson et al. [154] stellten bei einer vergleichbaren Studie für die Insall-Burstein (PS ΙΙ) Prothese keine signifikanten Unterschiede zur Kontrollgruppe fest, fanden für die Ischiokrurale Muskulatur sogar höhere Momente. Sie führen diese Beobachtung auf die spezifische Physiotherapie in der Rehabilitation zurück.

1.4.2 Bewegungsmessungen

Zahlreiche Analysen haben Gangabnormalitäten nach Versorgung durch alloplas- tischen Kniegelenkersatz festgestellt [7, 23, 53, 56, 57, 76, 87, 90, 111, 125, 132, 135, 138, 139, 141, 142, 154].

Verschiedene Prothesen führen zu unterschiedlichen Bewegungsmustern im Gang- verhalten [9, 140].

Dennis et al. [38] stellten in einer rechnerunterstützten fluoroskopischen In-vivo- Messung fest, daß Posterior Cruciate Retaining (PCR)-Prothesen sich ähnlich wie Kniegelenke mit einer vorderen Kreuzband-Insuffizienz verhalten:

der tibiofemorale Kontaktpunkt liegt weiter posterior und die Bewegung zwischen einzelnen Kniegelenken ist sehr unterschiedlich (manche mit Paradoxal Movement (Kapitel 1.1.1), manche mit Roll Back (Kapitel 1.2.2), Abbildung 1-24b).

Demnach folgten Posterior Cruciate Substituting-Prothesen am besten dem physio- logischen Verlauf (Abbildung 1-24a).

Das Fehlen des hinteren Kreuzbandes bewirkt ein Fehlen des Roll Back, was wie- derum den Hebelarm und damit die mechanische Effizienz des M. quadrizeps femo- ris verringert [10]. Allerdings bedeutet der Kreuzbanderhalt in Verbindung mit gerin- ger Konformität durch mehr Gleiten höheren Verschleiß [22].

Abbildung 1-24: a) AP Kontaktposition im Vergleich [38]

b) Sagittaler tibiofemoraler Kontaktpunkt für 5 PCR-Prothesen [38]

Normal (physiologisch) VKB-Insuffizienz

Posterior Cruciate Retaining Posterior Cruciate Substituting

0 30 60 90 120

Knieflexion [ °]

-16 -12 -8 -4 0 4 8

Anteroposteriore Position [mm]

Posterior Cruciate Retaining 1 Posterior Cruciate Retaining 2 Posterior Cruciate Retaining 3 Posterior Cruciate Retaining 4

0 30 60 90

Knieflexion [ °]

-16 -12 -8 -4 0 4 8

Anteroposteriore Position [mm]

Posterior Cruciate Retaining 5

b) a)

Kim et al. [82] und Stiehl et al. [139] postulieren, daß das hintere Kreuzband richtig gespannt sein muß, um die Vorteile des Posterior Cruciate Retaining nutzen zu kön- nen, andernfalls entstehen Nachteile.

Schlepckow [132] verglich in einer In-vitro-Kadaverstudie die LCS^-Prothese (PCR) mit einer stabilisierten Schlittenprothese (Tricon M) und einer Scharnierprothese (Mark ΙΙ). Er ermittelte für das LCS^-System die größte Übereinstimmung bezüglich der Kinematik zum physiologischen Kniegelenk.

Lewandowski et al. [90] sahen bei einem Vergleich der LCS^ Meniscal Bearing (PCR)-Prothese zur LCS^ Rotating Platform (PCS)-Prothese bei einer In-vitro-(Fresh Frozen)-Kadaverstudie definitive mechanische Vorteile im Erhalt des hinteren Kreuz- bandes durch einen besseren Quadrizepswirkungsgrad.

1.4.3 Druckmessungen

De Marco et al. [35] halten ein genaues Messen des Kontaktdrucks für den Schlüssel zum Verständnis von Belastungszusammenhängen in Gelenken.

Eine häufig angewendete Meßmethode ist die Bestimmung des Kontaktspitzen- drucks mit drucksensiblen Fotofilmen (Fuji-Film) [33, 58, 65, 101, 102, 144, 145, 159].

Ein neueres Verfahren ermöglicht die Echtzeitaufnahme der Meßwerte durch eine Druckmeßfolie (K-Scan, Tekscan Inc., Boston, MA) [35, 65, 98, 142, 149].

Vorteil gegenüber dem Fuji-Film ist dabei die geringere Stärke von 0,1 mm gegen- über 0,3 mm, die leichtere Handhabung bei höherer Reliabilität und die bessere Re- produzierbarkeit [65].

In-vivo-Druckmessungen bei natürlichen Bewegungsabläufen sind mit diesen Meß- systemen kaum durchführbar. Intraoperativ hingegen versuchten Wallace et al. [149]

mittels einer K-Scan Druckmeßfolie die optimale Prothesenausrichtung und Weich- teilbalance zu ermitteln.

Zur Druckanalyse im Kniegelenk ist der In-vitro-Einsatz von Materialtestmaschinen, Kadaverstudien und Simulationen wichtige Grundlage zur Gewinnung verwertbarer Meßdaten.

Matsuda et al. [98] führten eine Kadaverstudie mittels Fuji-Film und dem Druckmeß- system K-Scan durch und stellten genauere Meßwerte im höheren Druckbereich für das K-Scan System fest.

Szivek et al. [145] untersuchten verschiedene Prothesendesigns in einer servo- hydraulischen Testmaschine (Materials Testing System (MTS, Minneapolis, MN)) mittels Fuji-Film. Bei Temperaturzunahme oder höherer Belastung wurde die Kon- taktfläche größer. In einer weiteren Studie [144] zeigte die LCS^-Prothese die größte Kontaktfläche im Vergleich zu anderen Modellen.

Pappas et al. [116] ermittelten für die LCS^-Inlays (PCR) einen Kontaktdruck von 4,9 MPa bei 15° Beugung und 2.200 N Belastung [29].

1.4.4 Kniekinematoren

Der Einsatz moderner Kniekinematoren ist nach dem heutigen Stand der Technik (zumindest für die Messung der tatsächlichen tibiofemoralen oder patellofemoralen Druckverhältnisse) eine gute Möglichkeit, in vitro Meßdaten zu erheben.

Vorteil gegenüber Materialtestmaschinen ist die Untersuchung am nativen Präparat mit geringeren Abweichungen und Vereinfachungen zum physiologischen Verhalten.

Das Anbringen verschiedener Sensoren erlaubt mehr Möglichkeiten, als die Messung in vivo.

Zur Nachahmung der Muskel- kräfte werden die entsprechenden Muskelsehnen präpariert und mit Zugsystemen verbunden. Einfa- che Kinematoren (Abbildung 1-25) nutzen hierzu simple Gewichts- kräfte [73, 92], kompliziertere ar- beiten mit pneumatischen oder hydraulischen Komponenten [68].

Das Grundprinzip ist jedoch gleich: durch Zug an den entspre- chenden Sehnen können je nach aufgebrachter Gegenlast (Ge- wichtskraft, Gegenmoment etc.) und Steuerungstechnik (Rückmel- dung durch Sensoren etc.) isome- trische, isotonische oder isokine- tische Versuchsabläufe durchge- führt werden.

Ein Nachteil der Kinematoren ist die beschränkte Anzahl durch-

führbarer Bewegungszyklen durch Präparatveränderungen, so daß für Dauerver- schleißtests z.B. der Einsatz von Kniesimulatoren erforderlich wird. Diese greifen auf Meßdaten aus Kadaverstudien oder in vivo ermittelte Werte zurück und legen ma- thematische Modelle zugrunde [40, 148].

Abbildung 1-25: Kniekinemator [92]

2 Material und Methoden

2.1 Kniepräparate

Bei den verwendeten Kniepräparaten handelte es sich um rechte Kniegelenke mit einem Durchschnittsalter von 65 Jahren, die jeweils 300 mm proximal und distal der Gelenklinie amputiert wurden.

Vor dem Einfrieren bei -28°C wurde die Haut und das subkutane Fettgewebe abprä- pariert. Zur Versuchsdurchführung wurde das entsprechende Präparat aufgetaut und während der Messungen unter physiologischen Bedingungen mit einer 0,9 prozen- tigen Kochsalzlösung bei einer Temperatur von 37°C gehalten.

Für die Adaption an den Kniekinemator war die Freipräparation von etwa 60 mm des proximalen Femur bzw. der distalen Tibia notwendig, um die entsprechenden Auf- nahmehülsen anbringen zu können. Die inserierenden Muskelanteile an der Quadri- zepssehne wurden entfernt und eine Sehnenklammer angebracht.

2.2 Untersuchte Knieendoprothesen

Es wurden drei verschiedene Prothesenmodelle aus der LCS^-Reihe untersucht, die jedoch alle mit der gleichen Femurkomponente ausgestattet waren. Durch Wechsel des Tibiaplateaus und der Meniskallager war es möglich alle drei Modelle an einem Präparat zu messen.

Grundprinzip der Total-Knieendoprothesen dieser Reihe ist die Verwendung beweg- licher Meniskallager bei hoher Kongruenz zur Minimierung des Kontaktspitzendrucks (Low Contact Stress, LCS^).

Zu diesem Zweck ist das in der Sagittalebene polyzentrisch ausgebildete Femurimplantat (Abbildung 2-1) im Radiusseg- ment S2 vollständig kongruent zur Polyethylenkomponente.

Nach posterior verjüngen sich die Radien (S3, S4) um eine volle Flexion und physiologi- sches Roll Back zu erreichen [2].

Die Kongruenz in der Frontal-

ebene soll einen Flächenkontakt auch bei Varus- oder Valgusbelastungen ermög- lichen [2].

Alle Metallkomponenten werden aus einer Cobalt-Chrom-Molybdän-Legierung gefer- tigt, wobei die artikulierenden Gelenkflächen zur Verbesserung der Abriebeigen- schaften poliert sind [1]. Wahlweise sind die LCS^-Implantate mit einer Porocoat^ Beschichtung für eine zementfreie Implantation oder mit entsprechend bearbeiteter Oberfläche für den zementierten Einsatz erhältlich.

Die Kunstoffkomponenten bestehen aus Ultra-High-Molecular-Weight Polyethylen (UHMW-PE).

Abhängig von der Größe des zu versorgenden Knochens können verschiedene Prothesengrößen und Meniskallagerstärken ausgewählt werden.

Abbildung 2-1: polyzentrisches Femurimplan- tat (schematisch) [2]

Zum Designkonzept der LCS^-Prothesen gehört der Erhalt der „vier natürlichen Frei- heitsgrade“ [2] des physiologischen Kniegelenks (Abbildung 2-2):

1. Extension-Flexion (Rotationsbewegung um die Transversalachse)

2. Axiale (interne und externe) Rotation der Tibia (Rotationsbewegung um die Longi- tudinalachse)

3. Anterior-posteriore Translation des Femur relativ zur Tibia (Roll Back, Trans- lationsbewegung entlang der Sagittalachse)

4. Adduktion und Abduktion (Varus-/Valgusbewegungen, Rotationsbewegung um die Sagittalachse)

Für alle untersuchten Modelle gilt optional die Möglichkeit des Patellarückflächen- ersatzes. In dieser Studie gehört jedoch dem tibiofemoralen Gelenkanteil die ganze Aufmerksamkeit.

Einzelheiten zu den unterschiedlichen Tibiaplateaus siehe Kapitel 2.2.1 bis 2.2.2.

Abbildung 2-2: Mögliche Bewegungen des LCS^-Designs [2]

1. Extension-Flexion 2. Axiale Rotation

3. Anterior-Posteriore Translation

4. Ad- Abduktion

2.2.1 LCS^ Meniscal Bearing (Posterior Cruciate Retention Component)

Das Tibiaplateau, welches den Erhalt des hinteren Kreuzbandes vorsieht (PCR), trägt zwei, in einer bogenförmigen Führung verschiebliche, Meniskallager (Abbildung 2-3). Dabei sind die Radien der Führungen nicht konzentrisch ausgebildet, so daß durch die Kongruenz zur Femurkomponente sowohl die axiale Rotation als auch die anterior-posteriore Translation nicht vollkommen ungezwungen ist.

Mit zunehmendem Flexionswinkel werden diese Bewegungsmöglichkeiten durch die abnehmende Kongruenz freier.

Es werden sechs verschiedene Größen (klein+ bis groß++) hergestellt. Jeweils pas- send dazu sind die Meniskallager in einer Stärkendifferenz von 2,5 mm (10 bis 17,5 mm) erhältlich, bei zusätzlich vier weiteren Übergangslagern für die Kombination ei- nes größeren Tibiaplateaus mit einer kleineren Femurkomponente.

Abbildung 2-3: LCS^ Meniscal Bearing (Classic) [2]